DE19830596A1 - Wellenfeldmikroskop, Wellenfeldmikroskopieverfahren, auch zur DNA-Sequenzierung, und Kalibrierverfahren für die Wellenfeldmikroskopie - Google Patents
Wellenfeldmikroskop, Wellenfeldmikroskopieverfahren, auch zur DNA-Sequenzierung, und Kalibrierverfahren für die WellenfeldmikroskopieInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Wellenfeldmikroskop mit einem Beleuchtungs- bzw. Anre
gungssystem, das wenigstens eine reelle und eine virtuelle Beleuchtungsquelle und we
nigstens ein Objektiv umfaßt, wobei Beleuchtungsquellen und Objektiv(e) derart zuein
ander angeordnet sind, daß sie zur Erzeugung eines eindimensionalen stehenden Wellen
feldes geeignet sind, mit einem Objektraum, der Halte und Manövriervorrichtung(en) für
ein Objekt umfaßt, und mit einem Detektionssystem, das ein Objektiv, ein Okular und
einen Detektor umfaßt, sie betrifft außerdem ein daran angepaßtes Kalibrierverfahren für
geometrische Distanzmessungen zwischen fluorochrommarkierten Objektstrukturen,
deren Distanz geringer als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der effektiven
Punktbildfunktion sein kann, und sie betrifft ein darauf aufbauendes Verfahren zur wel
lenfeldmikroskopischen DNA-Sequenzierung.
Durch den Einsatz hochspezifischer Marker, wie z. B. DNA-Proben oder Protein-
Sonden, ist es möglich, in biologischen (Mikro-)Objekten, insbesondere in Zellen, Zell
kernen, Zellorganellen oder auf Chromosomen, - im folgenden vereinfacht Objekt ge
nannt -, nahezu beliebig kleine (Sub-)Strukturen zu markieren. Es können Strukturen in
Dimensionen von einigen µm (10-6 m) bis zu wenigen zehn nm (10-9 m) spezifisch dar
gestellt werden. Die Marker sind üblicherweise mit Fluorochromen oder auch kolloidalen
Mikro(gold-)partikel gekoppelt, um ihre optische Detektion und Abbildung zu erleich
tern bzw. überhaupt erst zu ermöglichen.
Um zwei Marker innerhalb desselben Objekts separat voreinander detektieren zu können,
sind die betreffenden Marker häufig mit verschiedenfarbigen Fluorochromen gekoppelt.
Das zur Verfügung stehende Farbemissionsspektrum der üblicherweise verwendeten
Fluorochrome reicht von tiefblau über grün, rot bis in den infraroten Spektralbereich. Es
können aber auch Fluorochrome verwendet werden, die sich weder in ihrem Anregungs
spektrum noch in ihrem Fluoreszenzspektrum unterscheiden, sondern bei denen die Le
bensdauer ihrer Fluoreszenzemission als Parameter zur Unterscheidung genutzt wird.
Letztere haben den Vorteil, daß wellenlängenabhängige fokale Shifts nicht auftreten.
Fluorochrome können auch ein unterschiedliches Emissionsspektrum haben und damit
verschiedene spektrale Signatur besitzen, aber mit derselben Photonenenergie anregbar
sein, z. B. durch Mehrphotonenprozesse. Auch in diesem Fall können wellenlängen
abhängige fokale Shifts in der Anregung zwischen Fluorochromen verschiedener spektra
ler Signatur vermieden werden.
Die vorstehend genannten, an spezifische (Sub-)Strukturen in biologischen Mikroobjek
ten bindbaren bzw. gebundenen Fluorochrome werden im folgenden als Fluoreszenz
marker bezeichnet.
Stimmen Anregungsspektrum und/oder Emissionsspektrum und/oder die Fluoreszenzle
bensdauern zweier Fluoreszenzmarker überein, so haben diese Fluoreszenzmarker hin
sichtlich des betreffenden Parameters die gleiche spektrale Signatur. Unterscheiden sich
die Fluoreszenzmarker in einem oder mehreren für die Messung relevanten Parametern,
so habe sie unterschiedliche spektrale Signatur.
Unter Fluoreszenz wird im folgenden jede Photonenwechselwirkung verstanden, bei der
zwischen dem Anregungsspektrum und dem Emissionsspektrum desselben Stoffes Un
terschiede auftreten, die nicht auf monochromatische Absorption oder Streuung zurück
geführt werden können. Dies schließt insbesondere auch Mehrphotonenwechsel
wirkungen ein, bei denen die Anregungswellenlängen größer sein können als die Emis
sionswellenlangen.
Ferner wird hier der Begriff Fluoreszenz auch für die eng damit verwandten Phänomene
der Lumineszenz, insbesondere die Phosphoreszenz verwendet. Dies schließt insbesonde
re längere mittlere Fluoreszenzlebensdauern ein, z. B. Fluoreszenzlebensdauern im Be
reich von bis zu mehreren oder vielen msec (Millisekunden). Im folgenden werden die
eng verwandten Vorgänge der Lumineszenz, Phosphoreszenz und Fluoreszenz als glei
chermaßen erfindungsrelevant angesehen.
Die Detektion und Abbildung von Fluoreszenzmarker in ausgedehnten biologischen Ob
jekten und die quantitative Lokalisation bezüglich definierter Objektpunkte
/Objektstrukturen (Distanz- und Winkelmessungen) wird mit lichtmikroskopischen Meß
verfahren durchgeführt. Hierbei spielt die sog. "Punktbildfunktion" (point spread functi
on =PSF) oder "Punktantwort" des verwendeten Mikroskops oder allgemein des opti
schen Systems, d. h. dessen Fähigkeit, von einem "ideal punktförmigen" Objekt ein eben
so ideal punktförmiges Abbild zu erzeugen, eine entscheidende Rolle. Die Punktbild
funktion ist ein charakteristisches Merkmal einer jeden abbildenden Optik und ein Maß
für deren Qualität.
Distanzmessungen zwischen Objektstrukturen hängen wesentlich von der effektiven
d. h. der lokal im markierten Objektpunkt gegebenen Punktbildfunktion ab. Diese ef
fektive Punktbildfunktion wiederum hängt stark von der jeweiligen lokalen Brechzahl
und der Absorption im Objekt, im Einbettungsmedium des Objektes, in der Immersions
flüssigkeit und gegebenenfalls in den Deckgläsern ab.
Die effektive Punktbildfunktion unterscheidet sich im allgemeinen deutlich von der für
das verwendete Mikroskop berechneten Punktbildfunktion. Auch die unter technisch
optimierten Randbedingungen gemessenen Punktbildfunktionen unterscheiden sich in der
Regel von den unter praktischen Routinelaborbedingungen in biologischen Objekten er
zielbaren effektiven Punktbildfunktionen.
Da diese effektiven Punktbildfunktionen meist nicht zur Verfügung stehen, greift man zur
Kalibrierung der Distanzmessungen auf ideale, berechnete Ergebnisse zurück bzw. auf
Kalibrierungsmessungen, die unter Standardbedingungen durchgeführt wurden, wie z. B.
Reflexionsverfahren. Beide Verfahren gehen jedoch zu Lasten der Präzision bei der
dreidimensionalen Distanzmessung in biologischen Mikroobjekten, und die Folge ist eine
erhebliche Unsicherheit in der Bestimmung der tatsächlichen räumlichen Distanz zwi
schen den Objektstrukturen; bei biologischen Objekten beinhalten solche quantitativen
Größenabschätzungen Unsicherheiten von bis zu mehreren Mikrometern.
Bis in die jüngste Zeit herrschte in der Fachwelt die praktisch einhellige Überzeugung,
daß zwei Objektstrukturen nur dann separiert werden können, wenn sie mindestens eine
Halbwertsbreite des Hauptmaximums der effektiven Punktbildfunktion von einander
entfernt sind.
Erst 1996 gelang es den Urhebern der vorliegenden Erfindung, ein Kalibrierverfahren für
die Fernfeldmikroskopie (und auch die Flußfluorometrie) bereitzustellen, mit dem es
möglich ist, Distanzmessungen zwischen Objektstrukturen, deren Abstand voneinander
geringer ist als das Auflösungsvermögen des betreffenden Fernfeldmikroskops, d. h. die
weniger als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der effektiven Punktbildfunktion
voneinander entfernt liegen, unabhängig von der Lage der betreffenden Objektstrukturen
im dreidimensionalen Raum, mit hoher Genauigkeit durchzuführen.
Dieses Verfahren umfaßt die folgenden Schritte:
- - Vor, während oder nach der Präparation des betreffenden Objekts auf bzw. in einem Objekthalter, insbesondere Objektträgerplättchen, Objektträgerfaser/-kapillare oder Objektträgerflüssigkeit, werden die zu untersuchenden bzw. zu ortenden Strukturen (Meßstrukturen) mit Fluoreszenzfarbstoffen verschiedener und/oder gleicher spektra ler Signatur markiert, d. h. solche zu ortende Strukturen (Meßstrukturen), die sich in unmittelbarer Nähe zueinander, nämlich innerhalb der Halbwertsbreite des Hauptma ximums ihrer effektiven Punktbildfunktion, befinden, werden mit Fluoreszenzfarbstof fen verschiedener spektraler Signatur markiert, während solche Meßstrukturen, deren Abstand voneinander größer ist als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der ef fektiven Punktbildfunktion, mit Fluoreszenzfarbstoffen verschiedener oder gleicher spektraler Signatur markiert werden. Zwei zu ortende Meßstrukturen dürfen immer dann mit der gleichen spektralen Signatur markiert sein, wenn sie z. B. durch ihre rela tive Lage oder durch andere Kriterien eindeutig identifiziert werden können.
- - Mit den gleichen Fluoreszenzfarbstoffen werden Kalibriertargets definierter Größe und räumlicher Anordnung markiert,
- - die fluoreszierenden Kalibriertargets werden entweder zusammen mit den Objekten oder separat auf bzw. in dem bzw. einem Objekthalter (Objektträgerplättchen, Objekt trägerfaser/-kapillare, Objektträgerflüssigkeit o. a.) präpariert.
- - (Untersuchungs-)Objekt und Kalibriertargets werden unter übereinstimmenden Be dingungen, gleichzeitig oder nacheinander mikroskopisch oder flußfluorometrisch untersucht.
- - Jeweils zwei definierte Kalibriertargets verschiedener spektraler Signatur werden un ter Berücksichtigung des wellenlängenabhängigen Abbildungs- und Lokalisations verhaltens des jeweiligen optischen Systems (Mikroskop oder Flußfluorometer) ver messen, die dabei ermittelten Meßwerte gleich Ist-Werte werden mit den vorbekann ten tatsächlichen Distanzwerten gleich Soll-Werten (d. h. den aufgrund der Geometrie berechneten Soll-Lokalisationen) verglichen, und die Differenz zwischen Ist-Werten und Soll-Werten, nämlich der Kalibrierwert, wird zur Korrektur des durch das opti sche System bedingten Versatzes in der Detektion unterschiedlicher Emissionsloci insbesondere der Meßstrukturen verwendet.
Mit anderen Worten: Die Distanzmessung zwischen den (je nach Abstand voneinander)
mit verschiedenen oder gleichen spektralen Signaturen markierten Objekt-(Sub-) Struk
turen - im folgenden auch Meßstrukturen genannt - wird anhand der hochpräzisen Loka
lisation unabhängiger (Kalibrier-)Targets mit entsprechend spektraler Signatur und mit
bekannter Größe und räumlicher Anordnung, unter Berücksichtigung des wellenlängen
abhängigen Abbildungs- und Lokalisationsverhaltens des jeweiligen optischen Systems
durchgeführt, wobei die Kalibriermessung zwischen den (Kalibrier-) Targets und die
Messung im biologischen Objekten unter gleichen System- und Randbedingungen statt
findet. Diese Kalibriertargets haben dieselbe oder eine höhere Multispektralität wie die zu
messenden (Objekt-)Strukturen. Sie können direkt in den biologischen Objekten ange
ordnet sein, oder als separate Präparate auf einem Objekthalter (Objektträgerplättchen
oder Objektträgerfaser/-kapillare oder Objektträgerflüssigkeit o. ä.) vorliegen oder Teil
eines Objekthalters sein.
Zwei oder mehrere fluoreszierende Meßstrukturen in intakten, dreidimensionalen biolo
gischen Objekten, deren Abstand und Ausdehnung kleiner als die Halbwertsbreite des
Hauptmaximums der effektiven Punktbildfunktion ist, können aufgrund ihrer unter
schiedlichen spektralen Signatur (Fluoreszenzabsorptionswellenlängen und/oder Fluores
zenzemissionswellenlangen und/oder Fluoreszenzemissionslebensdauern) diskriminiert
werden, d. h. ihr Abstand untereinander kann bestimmt werden.
Die Abstandsmessung wird auf die Lokalisation der einzelnen Meßstrukturen reduziert
und kann - nun auch in der optischen Fernfeldmikroskopie oder Flußfluorometrie -
mit einer wesentlich höheren Genauigkeit als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums
der Punktbildfunktion durchgeführt werden. Die Lokalisation des Schwerpunkts der be
treffenden Meßstrukturen wird auf die Maximalintensität ihres Fluoreszenzsignals ange
paßt. D. h. aus dem gemessenen (beugungsbegrenzten) Signals (=Intensitätskurve) eines
Fluoreszenzpunktes (=fluoreszierende Meßstruktur) wird - unter Berücksichtigung der
Gesamtinformation aus Haupt- und Nebenmaxima - der Schwerpunkt (das Baryzen
trum) des Signals bestimmt und damit der Ort der Meßstruktur. Bei fehlerfreiem opti
schen System und infolgedessen idealer Symmetrie der gemessenen Intensitätsverteilung
(=Verlauf der Intensitätskurve) kolokalisiert der Schwerpunkt (das Baryzentrum) der
Intensitätskurve innerhalb der Lokalisationsgenauigkeit mit dem Hauptmaximum
(=Maximum 0. Ordnung des Beugungsbildes) der gemessenen Intensitätsverteilung.
Dieses neue Kalibrierverfahren erlaubt es mittels optischer Fernfeld-Mikroskopie wie
z. B. der Wellenfeldmikroskopie (oder auch mittels Scanning-Flußfluorometrie,) geome
trische Distanzen in biologischen Mikro-Objekten zu messen, wobei die zu bestimmen
den Distanzen geringer sein können als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der
effektiven Punktbildfunktion im Objekt. Da der Informationsgehalt der damit durchge
führten Distanzbestimmungen einer bei erhöhter Auflösung gewonnenen Distanzmessung
entspricht, kann (und wird im folgenden) auch abkurzend von "Auflösungsäquivalent"
gesprochen werden.
Die multispektrale Kalibrierung erlaubt es, in situ Messungen über das Abbildungs
verhalten des Systems am konkreten biologischen Objekt durchzuführen. Bei Verwen
dung der Fluoreszenzlebensdauer als alleinigem Parametertyp und/oder bei Anregung der
Fluorochrome mit derselben bzw. denselben Photonenenergie(n) entfällt aufgrund der
Kalibrierung die in situ Korrektur des chromatischen Versatzes in der Objektebene. Für
höchstauflösende Fernfeld-Mikroskoptypen wie z. B. das Wellenfeldmikroskop und bei
Verwendung geeigneter Fluoreszenzmarker ermöglicht dieses Kalibrierverfahren drei
dimensionale geometrische Distanzmessungen in biologischen Objekten bis hinunter zu
molekularer Präzision (d. h. Auflösungsäquivalent besser 10 nm).
Zur Ermittlung von Ist- und Sollwerten, zu deren Vergleich und zur Bestimmung des
Korrekturwerts/Kalibrierwerts werden vorzugsweise die folgenden Verfahrensschritte
durchgeführt:
- - ein oder mehrere Kalibriertargets B mit einem Abstand größer als die Halbwertsbreite des Hauptmaximum der effektiven Punktbildfunktion vom Schwerpunkt der N Meß strukturen wird/werden mit einer beliebigen spektralen Signatur markiert,
- - die Abstände dik (i, k = 1 . . . N, i ≠k der Schwerpunkte der spektral getrennten Beu gungsfiguren der N Meßstrukturen und die Abstände diB der N Meßstrukturen zum Kali briertarget B werden gemessen, wobei automatisierte Verfahren der Bildanalyse ange wendet werden,
- - für eine Meßstruktur werden die Strecken dik und diB jeweils in der Ebene der schmalsten Punktbildfunktion sowie alle übrigen Distanzen gemessen werden, wozu das Objekt axialtomographisch jeweils um einen definierten Winkel ϕm gedreht wird,
- - optische Aberrationen aus den Kalibrierungsmessungen werden korrigiert, und an die korrigierten gemessenen Abstände dik (ϕm) und diB (ϕm) wird jeweils eine Cosinus funktion Aik cos (ϕm + θik) bzw. AiB cos (ϕm + θiB) mit geeigneter Phasenverschie bung angepaßt,
- - die Maxima Aik und AiB der Anpassungsfunktion von dik bzw. diB werden durch den Vergrößerungsfaktor dividiert und als euklidischer Abstand Dik bzw. DiB der N Meß strukturen untereinander bzw. der Abstände der Meßstrukturen zum Bezugspunkt B bestimmt.
Für die Bestimmung der Maxima werden vorzugsweise zusätzlich die diesen entspre
chenden Minima des Abstandes zik, ziB in der zu der Ebene der dik, diB orthogonalen Ebe
ne herangezogen und analog ausgewertet.
Die Ermittlung aller Koordinaten der N Meßstrukturen und ihrer Relativkoordinaten zum
Bezugspunkt B, d. h. die Ermittlung der Positionen xi, yi, zi und xk, yk, zk bzw. der Ab
stände xk - xi, yk - yi, zk - zi und xB - xi , yB - yi , zB - zi , erfolgt erfindungsgemäß auf
der Grundlage der mikroskopisch gemessenen 3D-Abstände Dik bzw. DiB, vorzugsweise
unter Verwendung des folgenden Gleichungssystems
D2 ik = (xk - xi)2 + (yk - yi)2 + (zk - zi)2
D2 iB = (xB - xi)2 + (yB - yi)2 + (zB - zi)2
D2 kB = (xB - xk)2 + (yB - yk)2 + (zB - zk)2.
D2 iB = (xB - xi)2 + (yB - yi)2 + (zB - zi)2
D2 kB = (xB - xk)2 + (yB - yk)2 + (zB - zk)2.
Zur Absicherung der ermittelten Meßergebnisse sollte die vorstehend beschriebene
Vorgehensweise für mehrere Kalibriertargets B und die gleichen N Meßstrukturen
durchgeführt werden.
Die Koordinaten und Abstände der N Meßstrukturen können anhand der Schwerpunkte
ermittelt werden, die sich aus Schwerpunktmittelungen der Messungen zu allen Bezugs
punkten ergeben.
Insbesondere für graphische Darstellungen werden die ermittelten Positionen xi, yi, zi und
xB, yB, zB vorzugsweise mit einer Punktbildfunktion gefaltet, die eine Halbwertsbreite
mit dem jeweils erreichten Auflösungsäquivalent besitzt.
Zur Fluorochrommarkierung von Meßstrukturen und Kalibriertargets werden vorzugs
weise solche Fluorochrome verwendet, die im ultravioletten, sichtbaren und/oder infraro
ten Lichtwellenlängenbereich angeregt werden können und die im ultravioletten, sichtba
ren und/oder infraroten Lichtwellenlängenbereich emittieren.
Als Kalibriertargets können entweder biologische Kalibriertargets oder nicht-biologische
bzw. synthetische Kalibriertargets eingesetzt werden.
Bei den biologischen Kalibriertargets handelt es sich um markierte Regionen des
biologischen Objekts mit bekannter Distanz voneinander. Die Markierung(en) der betref
fenden Region(en) kann(können) beispielsweise mit geeigneten biochemischen Sonden
durchgeführt werden. Die Verwendung solcher biologischer Kalibriertargets hat gegen
über der Verwendung synthetischer Kalibriertargets, beispielsweise Kalibrierkügelchen,
den praktischen Vorteil, daß bei der Kalibrierung neben den optischen Randbedingungen
des Objektes zusätzlich präparativ bedingte Randeffekte in die Kalibrierung einfließen,
wie z. B. das Verhältnis aus tatsächlichen Fluoreszenzsignal zu unspezifischem Hinter
grund (das durch automatische Bildanalysealgorithmen bestimmt wird).
Als nicht-biologische bzw. synthetische Kalibriertargets eignen sich ganz beson
ders Mikrokügelchen, die die gleiche oder eine höhere multispektrale Signatur als die zu
ortenden Meßstrukturen aufweisen. Sie werden wie die biologischen Objekte behandelt.
Solche Kalibriertargets sind vorzugsweise auf Objekthaltern in definierter Raumanord
nung fixiert. Die Fixierung kann bereits bei der Fabrikation der betreffenden Objektträger
geschehen , was insbesondere für die Routinebenutzung von Vorteil ist.
Zur Behebung des bei allen bekannten Fernfeldmikroskopieverfahren bestehenden Pro
blems, daß die Breite des Hauptmaximums der Punktbildfunktion und damit die Auflö
sungsgrenze von der relativen Lage im Raum abhängt, d. h. z. B. senkrecht zur optischen
Achse (= lateral) schmäler ist als in Richtung der optischen Achse (= axial), kann das
genannte Kalibrierverfahren sehr gut mit den im Stand der Technik bekannten sog. Mi
kroaxialtomographieverfahren kombiniert werden. Bei diesen Mikroaxialtomographiever
fahren werden die (biologischen) Objekte in Kapillaren oder auf Glasfasern angeordnet
und im bzw. unter dem Mikroskop definiert um eine Achse, die normalerweise senkrecht
zur optischen Achse des Mikroskops steht, gedreht werden, wobei Abstandsmessungen
in derjenigen Richtung durchgeführt werden, die die schmalste Halbwertsbreite der ef
fektiven Punktbildfunktion besitzt.
Ein Fernfeld-Lichtmikroskopieverfahren, das sich für die Detektion und Abbildung von
insbesondere sehr kleinen, durch Fluoreszenzmarker kenntlich gemachte Substrukturen
in biologischen Objekten besonders eignet, weil es gegenüber den bekannten Epifluores
zenzmikroskopieverfahren oder der konfokalen Laser-Scanning-Mikroskopie den Vorteil
aufweist, daß es auch in axialer Richtung - senkrecht zu den Wellenfronten -
eine Tiefendiskriminierung und damit wesentlich verbesserte Auflösung ermöglicht (ihre
Dimension kann bei hoher Numerischer Apertur wesentlich geringer als die Wellenlänge
des zur Anregung verwendeten Lichtes sein), ist das Wellenfeldmikroskopieverfahren.
Bei der Wellenfeldmikroskopie, wie sie z. B. in der US-Patentschrift 4,621,911
beschrieben ist, werden fluoreszierende bzw. lumineszierende Präparate im optischen
Mikroskop mit einem stehenden Wellenfeld beleuchtet (Standing Wave Field Fluore
scence Microscopy, SWFM). Ein stehendes Wellenfeld entsteht (nur) dort, wo Licht
kohärenzfähig überlagert wird. Die Präparate werden in einer Zone äquidistanter ebener
Wellenfronten angeordnet und zur Fluoreszenz oder Phosphoreszenz angeregt. Der Ab
stand der Wellenfronten und ihre Phase können (insbesondere zur Bilderzeugung) vari
iert werden. Aus einzelnen optischen Schnitten kann durch Computer-Bildverarbeitung
die dreidimensionale Verteilung der fluoreszenten bzw. lumineszenten Objektpunkte re
konstruiert werden.
Die ebenen Wellenfronten sind senkrecht zur optischen Achse des detektierenden Objek
tives angeordnet und werden durch kohärente Überlagerung zweier Laserstrahlen unter
einem definierten Winkel θ zur optischen Achse des Mikroskopsystems erzeugt, wobei
der Winkel θ den Abstand der Wellenfronten untereinander bestimmt bei gegebener
Wellenlänge und Brechungsindex. An Stelle von zwei sich kreuzenden Laserstrahlen
kann das Wellenfeld auch dadurch erzeugt werden, daß ein Laserstrahl nach geeigneter
Reflexion unter einem bestimmten Winkel (z. B. mit einem Spiegel) mit sich selbst zur
Interferenz gebracht wird. Die ebenen Wellenfronten zeichnen sich dadurch aus, daß der
Intensitätsverlauf in Richtung senkrecht zu den Wellenfronten (co)sinusförmig ist.
Die Fluoreszenz bzw. Lumineszenz wird entweder durch entsprechende optische Filter
spektral diskriminiert und in verschiedenen Strahlengängen geführt oder konfokal detek
tiert. Die erzielbare Auflösung, d. h. die kleinste noch meßbare Distanz zwischen zwei
punktförmigen Objektstrukturen, die mit Fluorochromen gleicher spektraler Signatur
markiert sind, ist entweder durch das Abbe-Kriterium (= das Maximum 0. Ordnung des
Beugungsbildes eines Punktobjektes ist im 1. Minimum des Beugungsbildes eines zwei
ten Punktobjektes lokalisiert) oder durch die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der
effektiven Punktbildfunktion gegeben. Sie hängt von der jeweiligen Wellenlänge, der
Numerischen Apertur des verwendeten Objektivs, sowie von den lokalen Brechzahlen
der Objekte, des Einbettungsmediums, der eventuell verwendeten Deckgläser und der
eventuell eingesetzter Immersionsflüssigkeiten ab.
Die bekannten Wellenfeldmikroskope sind im Prinzip wie folgt aufgebaut: Sie umfassen
- (I) ein Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem, bestehend aus wenigstens einer reellen und einer virtuellen Beleuchtungsquelle und wenigstens einem Objektiv, die derart zueinander angeordnet sind, daß sie zur Erzeugung ei nes eindimensionalen, sinusförmigen, stehenden Wellenfeldes geeignet sind,
- (II) einen Objektraum, mit Halte und Manövriervorrichtungen für das Objekt, und
- (III) ein Detektionssystem, bestehend aus wenigstens einem Objektiv, wenigstens einem Okular und wenigstens einem Detektor, wobei es sich häufig um eine Kamera, insbesonde re eine CCD-Kamera handelt, die so positioniert ist, daß der CCD-Chip in der Zwi schenbildebene liegt.
Ein Nachteil dieses Wellenfeldmikroskops nach dem Stand der Technik, im folgenden
"eindimensionales Wellenfeldmikroskop" ("SWFM") genannt, bzw. der damit durchführ
baren Wellenfeldmikroskopieverfahren besteht darin, daß das periodisch erzeugte Wel
lenfeld (bei epifluoreszenter Detektion in Verbindung mit Verfahren des Optical
Sectioning) zu einer Mehrdeutigkeit in der Aufnahme bzw. Abbildung einer Objektstruk
tur führt, deren Ausdehnung in Richtung senkrecht zu den Wellenfronten wesentlich
größer als λ/2n ist (λ=Wellerlänge der Anregung, n= effektiver Brechungsindex). Diese
Mehrdeutigkeit erschwert zunächst eine effektive Nutzung der durch das Interferenzmu
ster erzielten Auflösungsverbesserung.
Zur Durchführung von Distanzmessungen und anderen Untersuchungen der räumlichen
Verhältnisse von dreidimensionalen Objekten können die bekannten Fernfeldmikrosko
pieverfahren einschließlich der eindimensionalen Wellenfeldmikroskopie mit Axialtomo
graphie kombiniert werden. Hierzu werden die zu untersuchenden biologischen Objekte,
ggf. nach Ausrüstung mit Kalibriertargets, in oder auf einer Mikrokapillare oder Glasfa
ser als Objekthalter bzw. Objektträger präpariert. Die Kapillare/Faser hat einen exakt
definierten Durchmesser, wobei verschiedene Durchmesser möglich sind. Zur Festle
gung dieser Kapillare/Faser auf dem Mikroskoptisch dient eine spezielle Halterung vor
geschlagen, die aus einem starren, vorzugsweise dorsiventral abgeplatteten Rahmen be
steht, an bzw. auf dem wenigstens eine Lagerbuchse montiert ist, in der eine Mikro
kapillare oder Glasfaser um ihre Längsachse rotierfähig (vorzugsweise mit der Rotati
onsachse senkrecht zur optischen Achse des Mikroskops) gelagert werden kann. (Die
Lagerbuchse(n) sollten so angeordnet sein, daß die Rotationsachse der Kapillare/Faser
senkrecht zur optischen Achse des Mikroskops verläuft.) Die Drehung der Untersu
chungsobjekte in oder an der Kapillare/Faser erfolgt durch Drehung der Kapillare/Faser
direkt, vorzugsweise vermittels eines Drehmotors.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Wellenfeldmikroskop der
bekannten Art derart weiter zu bilden, daß es zur Erzeugung von ebenen Wellenfeldern
in mehr als einer Dimension bei hoher Variabilität der Abstände der Interferenzmaxima
geeignet ist, und das vorgenannte Kalibrierverfahren derart weiter zu entwickeln, daß es
in Kombination mit einem solchen Wellenfeldmikroskop einsetzbar ist. Darüber hinaus
soll ein Verfahren zur wellenfeldmikroskopischen DNA-Sequenzierung geschaffen wer
den.
Eine Lösung dieser Aufgabe besteht einerseits in der Bereitstellung der nachstehend be
schriebenen sog. "mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskope", andererseits in der Be
reitstellung des ebenfalls nachstehend beschriebenen, an die Anwendung eines mehrdi
mensionalen Wellenfeldmikroskops angepaßten Kalibrierverfahrens. Darüber hinaus wird
ein Verfahren zur "Fluoreszenz-DNA-Sequenzierung" bereit gestellt.
Bei dem einen erfindungsgemäßen "mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskop" (Typ I)
handelt es sich um ein Wellenfeldmikroskop der eingangs genannten Art, das durch die
nachfolgend aufgelisteten Merkmale gekennzeichnet ist:
- (1) Das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem umfaßt in zwei oder allen drei Raumrich tungen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen und wenigstens einen Reflektor oder Strahlteiler zur Auskopplung von Teilstrahlen oder eine weitere Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen, denen jeweils wenigstens ein Objektiv zugeordnet ist, und die jeweils zur Erzeugung von Lichtwellenzugen geeignet sind, wobei die Lichtwellenzüge der einen Beleuch tungsquelle antiparallel oder in variabel einstellbaren Winkeln zu den Lichtwellenzü gen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle ausgerichteten sind, und zwar derart, daß die von der einen Beleuchtungsquelle ausgesendeten Lichtwellen züge mit denen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle zu einem ste henden Wellenfeld mit ebenen Wellenfronten interferieren.
- (2) Das Detektionssystem umfaßt wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detekti onsobjektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur, welches mit seiner optischen Achse senkrecht zu den Wellenfronten eines der interferierenden Wellenfelder ange ordnet ist und welches mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann. Dem zur epifluoreszenten Detektion geeigneten Detektionsobjektiv ist ein flä chiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet, während dem zur rasternden Punktdetektion geeigneten Detektionsobjektiv wenigstens eine fest stehende konfokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein feststehender Detektionsschlitz vorgeordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Diodenarray nachgeordnet ist.
Unter "hoher" numerischer Apertur ist hier eine numerische Apertur ≧ 1 und unter
"niedriger" numerischer Apertur eine numerische Apertur < 1 zu verstehen.
Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform dieses Wellenfeldmikroskops (Typ I)
ist in wenigstens einer Raumrichtung einem Objektiv hoher numerischer Apertur ein Ob
jektiv niedriger numerischer Apertur oder ein Reflektor zugeordnet, und in einer oder
beiden anderen Raumrichtung(en) sind entweder zwei Objektive niedriger numerischer
Apertur oder ein Objektiv niedriger numerischer Apertur und ein Reflektor einander zu
geordnet.
Bei dem anderen erfindungsgemäßen "mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskop" (Typ
II) handelt es sich um ein Wellenfeldmikroskop der eingangs genannten Art, das durch
die folgenden Merkmale charakterisiert ist:
- (1) Das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem umfaßt in wenigstens einer der drei Raumrichtungen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohä renzfähige Lichtstrahlen und wenigstens einen Strahlteiler zur Auskopplung von wenigstens einem Teilstrahl, denen ein gemeinsames Objektiv zugeordnet ist, in das die Lichtstrahlen bzw. Lichtwellenzüge der Beleuchtungsquelle(n) und des/der Strahlteiler(s) derart eingekoppelt werden können, daß sie auf der hinteren (dem Objektraum abgewandten) Fokalebene zwei voneinander beabstandete Fokuspunkte erzeugen und in dem Raum zwischen den beiden Fokalebenen in variabel einstellba rem Winkel zueinander verlaufen und zu einem eindimensionalen stehenden Wellen feld interferieren.
- (2) Das Detektionssystem umfaßt wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detekti onsobjektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur, das auch mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann. Dem zur epifluoreszenten Detektion ge eigneten Detektionsobjektiv ist ein flächiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet, während dem zur rasternden Punktdetektion geeigneten De tektionsobjektiv wenigstens eine feststehende konfokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein feststehender Detektionsschlitz vor geordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Diodenarray nachgeordnet ist.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform dieses Wellenfeldmikroskops (Typ II) weist das
Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in derselben oder einer oder beiden anderen
Raumrichtung(en) jeweils wenigstens eine weitere reelle oder virtuelle Beleuchtungs
quelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen und/oder wenigstens einen Strahlteiler zur Aus
kopplung von wenigstens einem Teilstrahl auf dem/denen jeweils ein weiteres Objektiv
zugeordnet ist, durch das der/die Lichtstrahlen (Lichtwellenzüge) in den Objektraum
gelenkt und derart ausgerichtet sind, daß sie mit den Lichtstrahlen aus derselben oder aus
der /den beiden anderen Raumrichtung(en) bzw. dem von diesen gebildeten ein- oder
zweidimensionalen Wellenfeld zu einem zwei- bzw. dreidimensionalen Wellenfeld inter
ferieren.
Eine weitere, sehr vorteilhaften Weiterbildung sämtlicher vorstehend genannten erfin
dungsgemäßen Wellenfeldmikroskope (Typ I und Typ II) zeichnet sich dadurch aus, daß
der Objektraum eine Objekthalterung umfaßt, in bzw. an der das Objekt mit den Meß
strukturen und/oder gegebenenfalls den/die Kalibriertarget(s) um eine oder zwei ortho
gonal zueinander verlaufende Achsen drehbar in dem Wellenfeld gelagert ist, wobei für
wenigstens eine Achse eine Drehbarkeit um 360-Grad (2π) bevorzugt ist.
Mit diesen erfindungsgemäßen mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskopen Typ I und
Typ II ist es möglich, eine zeitlich sequentielle und/oder simultane Detektion mehrerer
Objektebenen durch eine, zwei und/oder drei Objektive (bzw. zu deren orthogonalen
Achsen) durchzuführen. Präzisionsdistanzmessungen von Punktobjekten gleicher oder
verschiedener spektraler Signatur, deren Abstände kleiner als die Halbwertsbreiten der
Hauptmaxima der effektiven Punktbildfunktionen sind, können in (allen) Raumrichtungen
vorgenommen werden.
Die feststehende(n) konfokale(n) Detektionsringblende(n), -lochblende und/oder der/die
feststehende(n) Detektionsschlitz(e) in Kombination mit wenigstens einem geeigneten
Lichtintensitätsdetektor bietet/bieten die vorteilhafte Möglichkeit, daß das Objekt in x-,
y- und z-Richtung durch das Wellenfeld gerastert werden kann (Objekt- oder Stage
scanning).
Das erfindungsgemäße Wellenfeldmikroskop Typ II und die damit durchfuhrbaren Wel
lenfeldmikroskopie hat - insbesondere gegenüber der bekannten eindimensionalen
Wellenfeldmikroskopie - überdies den Vorteil, daß sowohl die laterale Auflösung (d. h.
senkrecht zur optischen Achse) als auch die axiale Auflösung wesentlich verbessert ist.
Es ist erstmals eine Diskriminierung von flächenhaften Objekten in axialer Richtung ohne
den Einsatz von konfokalen Systemen möglich. Außerdem besteht die vorteilhafte Mög
lichkeit, daß man das Objekt während der Untersuchung bzw. zur Aufnahme/Datenre
gistrierung in lateraler Richtung verschieben kann. Mit Hilfe von Bildverarbeitungs- und
Rekonstruktionsverfahren läßt sich dann aus den somit erhaltenen Mehrfachaufnahmen
eine höhere laterale Auflösung gewinnen. Der erfindungsgemäße Aufbau Typ II mit ei
nem Objektiv eignet sich außerdem auch zur Erzeugung eines eindimensionalen Wellen
feldes senkrecht zur optischen Achse eines Epifluoreszenzmikroskops und damit zur late
ralen Auflösungsverbesserung desselben.
Bei einer weiteren Ausführungsvariante dieser "Mehrdimensionalen Wellen
feldmikroskope" (Typ I und/oder Typ II) sind die das mehrdimensionale Wellenfeld er
zeugende(n) Beleuchtungsquelle(n) und/oder der/die Reflektor(en) und/oder der/die
Strahlteiler und/oder das/die Objektiv(e) und damit das mehrdimensionale Wellenfeld um
eine oder zwei orthogonal zueinander verlaufende Achsen drehbar angeordnet bzw.
montiert.
Zur Abbildung der lateralen Objektbereiche eines im zwei- oder dreidimensionalen Wel
lenfeld feststehenden Objekts auf die Detektorringblende, -lochblende bzw. den Detek
torschlitz kann jedes erfindungsgemäße Wellenfeldmikroskop (Typ I und/oder Typ H)
mit einem Scannerspiegel ausgerüstet sein, der derart angeordnet ist, daß er die betref
fenden lateralen Objektbereiche mit der gewünschten, meist maximalen, Fluoreszenzin
tensität abbildet.
Bei einer besonders vorteilhaften Weiterbildung der erfindungsgemäßen mehrdimensiona
len Wellenfeldmikroskope (Typ I und/oder Typ II), die für Zwei- oder Mehr-Photonen-
Fluoreszenzanregungen geeignet ist, den sog. "Wellenfeldmikroskopen mit kombinierter
Mehr-Photonen-Fluoreszenzanregung", umfaßt das jeweilige Beleuchtungssystem in
wenigstens einer der drei Raumrichtungen eine reelle Beleuchtungsquellen für die Zwei-
oder Mehrphotonenanregung und in einer oder beiden anderen Raumrichtung(en) eine
reelle und/oder virtuelle Beleuchtungsquelle für die Zwei- oder Mehrphotonenanregung.
Die damit erzeugten stehenden Wellenfelder (WF1, WF2, . . ., WFi) weisen voneinander
verschiedene Wellenlängen (λ1, λ2 . . ., λi ) auf, und die Distanzen (d1, d2, . . ., di) zwi
schen ihren jeweiligen Wellemnaxima bzw. Wellemninima betragen d1 = λ1/2n cosθ1
bzw. d2 = λ2/2n cosθ2 bzw. di = λt/2n cosθi (mit: n = Brechungsindex im Objektraum,
θ1, θ2, . . . θi = Kreuzungswinkel des Lichtwellenzugs der Wellenlänge λ1, λw. . ., λi mit
der optischen Achse). Diese Wellenfelder WF1, WF2 . . . Wi sind erfindungsgemäß derart
zueinander ausgerichtet, daß sich mindestens ein Maximum zweier oder aller stehenden
Wellen an derselben Stelle, nämlich dem Ort einer Mehrphototonenanregung, befindet.
Geeignete Beleuchtungsquellen für die Zwei- oder Mehrphotonenanregung sind im Stand
der Technik bekannt und z. B. in der Druckschrift von W.Denk, J.H. Strickler, W.W.
Webb, "Two-Photon Laser Scanning Fluorescence Microscopy", Science, Vol. 248,
pp.73-76 (6. April 1990) beschrieben, auf deren Inhalt hier ausdrücklich Bezug genom
men wird. Diese Beleuchtungsquellen produzieren entweder Photonen unterschiedlicher
Wellenlängen oder kohärente Photonen gleicher Wellenlänge.
Ein besonderer Vorteil der Kombination aus Ein- und Zwei- oder Mehrphotonenanre
gung besteht in der gleichzeitigen Anregung von Fluoreszenzmarkern verschiedener
spektraler Signatur. Hierdurch können Fehler der Distanzmessung aufgrund der chroma
tischen Aberration im Objekt eliminiert werden. Bei der Zwei-Photonen-Anregung wird
ein Fluorochrommolekül dann angeregt, wenn zwei Photonen simultan die Energie für
die Anregung eines Moleküls liefern. Dabei können die zwei an der Anregung des Mole
küls beteiligten Photonen dieselbe oder unterschiedliche Wellenlängen bzw. Energien
besitzen. Für eine koinzidente Anregung mit unterschiedlichen Wellenlängen (λ1, λ2)
müssen bei der sog. "Zwei-Photonen-Wellenfeldmikroskopie" in jeder jeweiligen
Raumrichtung jeweils zwei Wellenfelder mit den Wellenlängen λ1 und λ2 installiert sein.
Die Wellenmaxima bzw. Wellenminima der beiden stehenden Wellenfelder (WF1, WF2)
haben dabei die Distanzen d1 = λ1/2n cosθ1 bzw. d2 = λ2/2n cosθ2 (wobei gilt:
n = Brechungsindex im Objektraum, θ1, θ2 = Kreuzungswinkel des Laserstrahls der Wel
lenlänge λ1, λ2 mit der optischen Achse). Da im allgemeinen die Distanzen d1 und d2 ver
schieden sind, werden die beiden Wellenfelder pro Raumrichtung so ausgerichtet, daß ein
Hauptmaximum beider stehender Wellen sich an derselben Stelle befindet. Mehrphoto
nen-Effekte können dann nur dort auftreten, wo beide Wellenfelder sich überlagern.
Damit werden nur noch einzelne ",Streifen" des Wellenfeldes einer Raumrichtung zur
Mehrphotonenanregung genutzt. Vieldeutigkeiten bei Objekten der Dimension größer d
treten erst bei Dimensionen mit der Bedingung k1d1 = k2d2 (k1, k2 sind ganze Zahlen) auf
Durch eine Mehrphotonenanregung der fluoreszenzmarkierten Meßstrukturen und Kali
briertargets wird somit eine Eindeutigkeit der dreidimensionalen Abbildung erreicht.
Die Verwendung von Zwei- oder Mehrphotonenfluoreszenzanregungsverfahren ermög
licht ein schnelleres Abscannen bzw. Abrastern des Objekts, d. h. der Objektpunkte,
-linien und -ebenen und damit eine bessere Abbildungsqualität insbesondere auch bei
sich bewegenden Objekten.
Eine ebenfalls sehr vorteilhafte Weiterbildung des erfindungsgemäßen mehrdimensiona
len Wellenfeldmikroskops zeichnet sich dadurch aus, daß eine Anordnung aus Lichtquel
le, Objektiv und einem elektrisch leitenden Spiegel, die zur Erzeugung eines eindimen
sionalen, elektrischen Wellenfeldes geeignet ist, relativ zur Objektträgerhalterung vorge
sehen ist, und zwar derart, daß die in dem Objekt befindlichen Meßstrukturen und/oder
Kalibriertargets im Bedarfsfall (z. B. wenn sich diese an bzw. in Molekülketten befinden)
durch Anlegen des elektrischen Feldes - vor oder während des mikroskopischen Meß
vorgangs - ausgerichtet werden können. (Die auf diese Weise räumlich ausgerichteten
Molekülketten können dann anschließend noch mit immobilisierenden Substanzen fixiert
werden.) Diese Variante des erfindungsgemäßen Wellenfeldmikroskops ist vor allem für
die wellenmikroskopische DNA-Sequenzierung geeignet, wobei das eindimensionale
elektrische Wellenfeld zur Kalibrierung bei der DNA-Sequenzierung dient.
Zur Detektion des Lumineszenzlichtes wird vorzugsweise eine CCD-Kamera(s) in be
kannter Weise eingesetzt. Diese kann hinter der Detektorringblende oder -lochblende
oder dem Detektorschlitz sitzen. Anstelle der CCD-Kamera bzw. des CCD-Chips kann
das erfindungsgemäße mehrdimensionale Wellenfeldmikroskop aber auch mit einer elek
tronischen Bildaufnahmevorrichtung ausgerüstet sein, wie sie beispielsweise von Konfo
kalen Laser-Scan-Miksroskopen (CLSM) im Stand der Technik bekannt ist. Erfindungs
gemäß kann prinzipiell jedes lichtempfindliche Detektionsgeräte, insbesondere Photodi
ode(n), Photomultiplier, CCD-Kameras/-Chips, CCD-Arrays, Avalanche Dioden,
(Avalanche) Dioden Arrays, zweidimensionale (Avalanche) Dioden Matrizes hinter der
hinter der Detektorringblende oder -lochblende oder dem Detektorschlitz angeordnet
sein, um die Fluoreszenz zu detektieren und zu dokumentieren, wobei auch Fluoreszenz
lebensdauermessungen vorgenommen werden können.
Bei dem erfindungsgemäßen Kalibrierverfahren handelt es sich um ein Kalibrierverfahren
der vorstehend genannten Art, das durch die folgenden Maßnahmen gekennzeichnet ist:
- (1) Das biologische Objekt mit den fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder den/die fluorochrommarkierten Kalibriertargets wird sequentiell oder simultan mit einzelnen (separaten), in zwei oder drei Raumrichtungen orthogonal zueinander verlaufenden, stehenden und zu einem zwei- oder dreidimensionalen Wellenfeld miteinander interferierenden Wellenfeldern beleuchtet, wobei die Fluorochrome zur Fluoreszenzemission angeregt werden.
- (2) Zur Detektion der Fluoreszenzintensität wird/werden eine Kamera und/oder eine oder mehrere zweidimensionale Anordnung(en) aus Einzeldetektoren mit jeweils kreis-, ring- oder schlitzförmiger Blende oder eine Anordnung von mehreren kreis-, ring- oder schlitzförmigen Blenden verwendet
- (3) Entweder das Objekt mit den Meßstrukturen und/oder die/den Kalibriertargets oder
das ein- bzw. zweidimensionale Wellenfeld oder beides wird während des Meßvor
gangs schrittweise um eine oder zwei orthogonal zueinander verlaufende Achsen
gedreht, wobei die fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder Kalibriertargets
sequentiell oder simultan mit einem oder zwei einzelnen, orthogonal zueinander ste
henden Wellenfeldern beleuchtet werden.
Bei der simultanen Beleuchtung wird das Mikroobjekt mit den Meßstrukturen und den bzw. die Kalibriertargets starr oder um eine Achse drehbar gelagert. Zwei oder drei orthogonal zueinander verlaufende, stehende, ebene Wellenfelder werden zur Interferenz gebracht und beleuchten das Mikroobjekt simultan. Bei zwei Wellenfel dern entstehen Ebenen mit einem zweidimensionalen symmetrischen Gitter aus Punkten maximaler und minimaler Intensität. Bei der Verwendung von drei Wellen feldern entsteht ein dreidimensionales Raumgitter aus symmetrisch regelmäßig ange ordneten Punkten maximaler und minimaler Intensität. Zwischen den Intensitätsma xima und -minima liegt ein kontinuierlicher Intensitätsverlauf vor.
Bei der sequentiellen Beleuchtung wird das Mikroobjekt im Wellenfeld um zwei Achsen gedreht. Während oder nach der Detektion kann die Lage des Wellenfeldes relativ zum Objekt verändert werden.
Bei Verwendung geeigneter Fluoreszenzmarker erlaubt die Erfindung somit, dreidimen
sionale (3D), geometrische Distanzmessungen zwischen Fluoreszenztargets gleicher bzw.
verschiedener spektraler Signatur mit molekularer Präzision, d. h. mit einem 3D Auflö
sungsäquivalent bis zu besser als 10 nm und mit einer 3D Lokalisationsgenauigkeit bis zu
besser als 1 nm. Im Gegensatz zur Elektronenmikroskopie bzw. zur optischen und nicht
optischen Nahfeldmikroskopie bleibt die dreidimensionale Struktur des zu untersuchen
den Objektes intakt, da auf mechanische Schnitte verzichtet wird. Damit können in drei
dimensional konservierten Mikroobjekten 3D-Distanzmessungen in einem Bereich klei
ner als die Halbwertsbreite der Hauptmaxima der effektiven Punktbildfunktionen vorge
nommen werden. Insbesondere eröffnet das Verfahren die Möglichkeit, dreidimensionale
Distanzmessungen auch unter vitalen Bedingungen des biologischen Objektes durchzu
führen. Bei der DNA-Sequenzierung kann die Herstellung von Gelen und die elektropho
retische Auftrennung der DNA-Stücke entfallen. Ebenso kann auf eine Autoradiographie
verzichtet werden, da keine radioaktive Markierung durchgeführt wird. Und auch lange
DNA-Sequenzen (z. B. < 1 kbp) können ohne weiteres analysiert werden.
Diese erfindungsgemäße Verfahrensvariante erlaubt außerdem eine wesentlich verbesser
te Bestimmung auch morphologischer Größen (z. B. Volumen, Oberflächen), sofern die
multispektralen Fluoreszenzmarker in geeigneter Weise z. B. auf der Oberfläche des Ob
jektes, verteilt werden. Beispielsweise kann auf diese Weise das Volumen eines sphäri
schen Mikroobjektes mit einem Radius von einigen 100 nm erheblich besser bestimmt
werden als das mit herkömmlichen mit morphologischen Segmentierungstechniken, wie
z. B. Cavalieri- und Voronoi Verfahren, oder auch Methoden des Volumenkonservieren
den Gradual Thresholding möglich ist.
Mit dem bzw. den erfindungsgemäßen mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskopen (Typ
I und/oder Typ II) und dem erfindungsgemäßen Kalibrierverfahren ist es möglich eine
mikroskopische DNA-Sequenzierung durchzuführen. Hierfür wird erfindungsgemäß das
nachfolgen beschriebene "Wellenfeldmikroskopieverfahren zur DNA-Sequenzierung"
vorgeschlagen:
- (1) Es werden alle komplementären Subsequenzen der zu analysierenden DNA-Sequenz derart hergestellt, daß alle Subsequenzen am selben Nukleotid der zu analysierenden Sequenz beginnen. (2) Die zu analysierenden Bruchstücke werden alle am 3'-Ende mit einem Bezugsfluoro chrommarker α und am 5'-Ende und/oder an definierten Zwischenstellen mit einem Fluorochrommarker a, g, c,oder t - je nachdem ob das Nukleotid die Base Adenin (Marker a), Guanin (Marker g), Cytosin (Marker c) oder Thymin (Marker t) trägt - markiert, wobei die Fluorochrommarker a, g c, t und α verschiedene spektrale Si gnatur aufweisen, und jeweils ein oder mehrere Fluorochrommoleküle enthalten.
- (3) Die markierten DNA-Subsequenzen werden derart auf Träger fixiert, daß sie als lineare Sequenz vorliegen, und in ein ein- oder mehrdimensionales Wellenfeldmikro skop eingebracht.
- (4) Die linearen DNA-Subsequenzen werden so zu den stehenden Wellenfronten orien tiert, daß eine exakte Abstandsmessung (Genauigkeit ≦1.10-10 m) zwischen α und a bzw. g, c oder t nach Bestimmung der Intensitätsbaryzentren und Kalibrierung der Abbildungseingenschaften durchgeführt werden kann, indem
- (5) die Signale der Fluorochrommarker schrittweise, spektral getrennt voneinander re gistriert werden, und
- (6) aus den Abständen der fluoreszenten Markern und ihrer spektralen Signatur die DNA-Basensequenz des zu analysierenden DNA-Stückes bestimmt wird.
Mit diesem im Stand der Technik völlig neuartigen Verfahren können DNA-Fragmente in
ihrer Länge nukleotidgenau vermessen werden, und auch ihre Basensequenz kann exakt
bestimmt werden. Gelelektrophorese und nachfolgende Bandenauswertung kann entfal
len.
Die Basis stellt ein herkömmliches "eindimensionales" Wellenfeldmikroskop dar, das
z. B. mit zwei sich gegenüber liegenden Objektiven hoher Numerischer Apertur oder mit
einem Objektiv hoher gegenüber einem Objektiv niedriger numerischer Apertur oder mit
einem Objektiv für zwei interferierende Laserstrahlen aufgebaut wird. Durch die Objekti
ve werden zwei Teilstrahlen eines Lasers so zur Interferenz gebracht, daß ein eindimen
sionales stehendes Wellenfeld entsteht. Über ein oder zwei Objektiv(e) hoher Numeri
scher Apertur wird die Fluoreszenz detektiert. Jeweils in einer oder in beiden orthogona
len Richtungen zur optischen Achse des Detektionsobjektivs werden jeweils zwei weitere
Teilstrahlen des Lasers über Objektive niedrigerer Numerischer Apertur und/oder Fo
kussierlinsensysteme in geeignetem Abstand eingekoppelt und so miteinander und mit
dem eindimensionalen stehenden Wellenfeld zur Interferenz gebracht, daß ein zwei- oder
dreidimensionales symmetrisches Intensitätsmuster aus Intensitätsmaxima und -minima
entsteht.
In dieses "mehrdimensionale" Wellenfeldmikroskop wird zur Objektlagerung ein Mi
kroaxialtomograph eingebaut.
Bei der Axialtomographie wird anstelle des Glas-Objektträgers eine Mikrokapillare oder
eine Glasfasern eingesetzt, die drehbar gelagert ist und das (biologische) Objekt in sich
aufnimmt (Kapillare) oder an dem das (biologische) Objekt geeignet aufgebracht ist
(Kapillare/Faser). Manuell oder mit einem computergesteuerten Schrittmotor kann die
Kapillare/Faser, die üblicherweise senkrecht zur optischen Achse des Detektionsobjektivs
angeordnet wird, um die Faserachse um einen definierten Winkel gedreht werden. Eine
Drehung um einen Winkel von 360 Grad (2π) ist möglich. Der Trägerhalter für die Kapil
lare/Faser ist auf einem Halbkreis drehbar gelagert. Die Drehachse verläuft dabei senk
recht zur optischen Achse des Detektionsobjektivs.
Die Detektion der räumlichen Anordnung der Mikrotargets und ihrer Distanz erfolgt
mittels des erfindungsgemäßen Kalibrierverfahrens und digitaler Bildanalyse. Mehrdeu
tigkeiten von Intensitätsverläufen, d. h. z. B. Intensitätshaupt- und -nebenmaxima von
fluoreszenten "Punkt"-targets, können mit Hilfe geeigneter Computeralgorithmen stati
stisch ausgewertet werden und damit zu einer Erhöhung der Lokalisationspräzision bei
tragen. Bei ausgedehnten Objekten können Mehrdeutigkeiten durch Zwei- oder Mehr-
Photonen Anregung mit Photonen verschiedener Wellenlänge reduziert werden.
(I) In einem Zellkern nimmt das Chromatin der einzelnen Chromsomen definierte Teil
regionen ein. Innerhalb einer oder mehrerer solcher chromosomalen Teilregionen werden
die zu ortenden Strukturen, d. h. die Meßstrukturen, z. B. kleine Chromosomen
abschnitte wie Gene oder Teilstücke von Genen, mit einer im Stand der Technik bekann
ten Methode der Fluoreszenz in situ Hybridisierung spezifisch markiert, und zwar mit
Fluorochromen verschiedener bestimmter spektraler Signaturen M1, M2, M3, . . . Die
Abstände zwischen den Markierungsorten (den markierten Meßstrukturen) liegen unter
der klassischen Auflösung, d. h. sie sind kleiner als die Halbwertsbreite des Haupt
maximum der effektiven Punktbildfunktion. Die Markierung der (Objekt-) Strukturen
(Meßstrukturen) erfolgt derart, daß die spektralen Signaturen an den zu ortenden
Strukturen (Meßstrukturen) mit nahezu der gleichen Dynamik vertreten sind.
Das biologische Objekt wird auf einer Glasfaser exakt definierten Durchmessers oder in
einer runden oder rechteckigen Kapillare definierter Dimensionen präpariert.
(II) Um die Distanzen zu bestimmen, werden mikroskopierbare Präparate mit Kalibrier
targets hergestellt, und zwar unter den gleichen physikalischen und chemischen Ver
suchsbedingungen wie das Objekt bzw. die zu ortenden Objektstrukturen
(= Meßstrukturen).
Als Kalibriertargets bzw. als Präparate mit Kalibriertargets dienen beispielsweise:
Die Kügelchen sind nach bekannten Verfahren mit jeweils einem Fluorochrom, d. h. mo
nochromatisch markiert und aufgrund ihrer Größe von den auszumessenden (zu orten
den) Strukturen im Objekt (den Meßstrukturen) unterscheidbar. Man injiziert solche Ka
librierkügelchen, die die im Objekt vorhandenen spektralen Signaturen der Meßstruktu
ren repräsentieren, ansonsten aber vorzugsweise identisch sind (hinsichtlich Größe,
Geometrie, Materialbeschaffenheit etc.). Mit anderen Worten: Die spektralen Signaturen
der Meßstrukturen sowie der Kalibriertargets werden so gewählt, daß unter den gegebe
nen Untersuchungsbedingungen die von ihnen emittierten Fluoreszenzemissionen ge
trennt voneinander analysiert werden können. Die Injizierung und Fixierung der mono
chromatischen Kalibrierkügelchen erfolgt derart, daß sich die einzelnen Kügelchen ver
schiedener spektraler Signatur in Clustern direkt an der Glasfaser-Oberfläche oder Kapil
larwand anordnen, vorzugsweise in einer Querschnittsebene der Faser bzw. Kapillare.
Bei Verwendung von Präzisionsfasern und/oder -kapillaren liegen die Kügelchen folglich
in definierten Abstände voneinander bzw. von einer Bezugsebene, Bezugsachse oder
Bezugslinie.
Die Kügelchen sind nach bekannten Verfahren mit jeweils allen bei den markierten
(Objekt-)Strukturen (Meßstrukturen) vorkommenden spektralen Signaturen markiert.
Infolgedessen können sie an beliebige Stellen im zu vermessenden biologischen Objekt
(hier Kern) injiziert werden. Eine Sollgeometrie wie bei a) ist nicht erforderlich, da für
jede Signatur die chromatischen Schwerpunkte an derselben Stelle lokalisiert sein sollen.
Zur Unterscheidung von den markierten (Objekt-)Strukturen (Meßstrukturen) können
die Kügelchen entweder einer anderen Größenklasse angehören oder aber eine zusätzli
che spektrale Signatur tragen, die bei den zu messenden Strukturen d. h. den Meßstruktu
ren (gemäß Präparationsprotokoll) nicht vorkommt.
Die Kalibriertargets, d. h. hier die Chromosomenregionen mit bekanntem Abstand von
einander, sind mit Hilfe einer Probenkombination von DNA-Sequenzen, die die verschie
denen spektralen Signaturen trägt, unterschiedlich markiert. Eine Unterscheidung der
chromosomalen Kalibriertargets von den zu ortenden (Chromosomen-) Strukturen
(Meßstrukturen) kann beispielsweise durch unterschiedliche Fluoreszenzintensität erfol
gen oder durch ein unterschiedliches Intensitätsverhaltnis zwischen Fluorochromen ver
schiedener spektraler Signatur oder durch Verwendung eines zusätzlichen Fluorochroms
mit abweichender spektraler Signatur, das bei der Fluoreszenzmarkierung der Meßtar
gets nicht verwendet wurde.
Es ist auch möglich, daß die Kalibriertargets einer anderen Größenklasse angehören als
die zur ortenden Meßstrukturen.
(III) Die Distanzmessungen werden mit einem erfindungsgemäßen mehrdimensionalen
Wellenfeldmikroskop, kombiniert mit Photomultiplier und/oder Kamera und Daten
verarbeitungsanlage, durchgeführt. Von dem biologische Mikroobjekt, hier im Beispiel
einem Zellkern, wird eine Serie optischer Schnitte aufgenommen. Die Meßstrukturen M1,
M2, M3, . . . M1 besitzen l = 1, 2, . . ., L spektrale Signaturen. Die spektrale Signatur der Kali
briertargets U1, U2, U3, . . ., U1 unterscheiden sich von derjenigen der Meßstrukturen z. B.
in Volumen, Durchmesser, Intensität oder in der Zahl der spektralen Signaturen (l =
1, 2, . . ., L+1). Die Bilder der optischen Schnitte werden für jede spektrale Signatur ge
trennt aufgenommen und gegebenenfalls noch der Untergrund korrigiert. Zur Auswer
tung werden zum einen die Kalibriertargets identifiziert und der chromatische Versatz
bestimmt. Dazu werden die Kalibriertargets unter jeder spektralen Signatur lokalisiert
und die Abstände zwischen den Kalibriertargets mit Fluorochrommarkierungen verschie
dener spektraler Signatur gemessen. Die gemessenen Lokalisationen ( d. h. die gemesse
nen Targetabstände) werden mit den aufgrund der Geometrie berechneten Soll-
Lokalisationen ( d. h. den tatsächlichen Targetabständen) verglichen und daraus der
spektral bedingte Versatz (Shift) bestimmt.
Dieser Versatz (Shift) ist der Kalibrierwert für die gemessenen Distanzwerte zwischen
den zu ortenden (Objekt-)Strukturen (Meßstrukturen).
Da dieser Versatz von den optischen Eigenschaften des Präparates abhängt (z. B. Brech
zahlen in den Kernen und dem Präparationsmedium), sollte die Kalibrierung in situ erfol
gen. Das heißt im vorliegenden Beispiel, daß sich die Kalibriertargets neben den zu un
tersuchenden und markierten (chromosomalen) Strukturen (Meßstrukturen) im Kern
befinden sollten.
Zum anderen werden die Abstände zwischen den zu ortenden (Objekt-)Strukturen
(Meßstrukturen) lokalisiert. Man bestimmt dabei in jeder spektralen Signatur zunächst
unabhängig voneinander die Position der Schwerpunkte der gemessenen Intensitätssigna
le, d. h. es werden die Abstände zwischen den verschiedenen Farbsignalen bzw. Farb
punkten der betreffenden Meßstrukturen, z. B. zwischen dem rotfluoreszierenden und
dem grünfluoreszierenden Farbpunkt (von Intensitätsmaximum zu Intensitätsmaximum
oder von Schwerpunkt/Baryzentrum zu Schwerpunkt/Baryzentrum) gemessen, und die
ser Meßwert wird um den mit den Kalibriertargets ermittelten (durch die verschiedene
spektrale Signatur bedingten) Versatz in hochpräziser Weise korrigiert.
Die korrigierten Positionen der Meßstrukturen werden in Bezug auf einen Vergleichs
punkt angegeben. Dieser Vergleichspunkt kann z. B. ein beliebig ausgezeichneter fester
Punkt im Objekt oder der Schwerpunkt eines Kalibriertargets (z. B. eine markierte Chro
mosomenregionen) oder eines sonstwie ausgezeichneten Chromosomenterritoriums sein.
Es kann aber auch die Schwerpunktskoordinate aller Meßstrukturen innerhalb eines
Chromosomenterritoriums sein.
Bei Kalibriertargets in Gestalt von mikroinjizierbaren Testkügelchen mit multispektraler
Signatur (polychromatisch) wird der chromatische Versatz aus dem Lokalisa
tionsunterschied der Schwerpunkte für jede Signatur bestimmt. Die dafür erforderliche
Identifizierung der zu einem Kalibriertarget gehörenden Fluoreszenzemission kann bei
spielsweise durch volumenerhaltende Schwellwertverfahren oder durch Mittelung der
Segmentierungsergebnisse bei Schwellwertvariation erfolgen.
Bei Kalibriertargets in Gestalt von fluorochrommarkierten Objektregionen mit multispek
traler Signatur (polychromatisch) wird der chromatische Versatz genauso bestimmt.
Als fluorochrommarkierte Kalibrierregionen eignen sich insbesondere auch Zentromer
regionen, die mit einer Probenkombination von solchen DNA-Sequenzen hybridisiert
werden, die alle an dieselben chromosomalen DNA-Abschnitte binden, jedoch mit Fluo
rochromen unterschiedlichen spektraler Signatur markiert wird. Erfolgt die Hybridisie
rung unter hoch stringenten Bedingungen, liegen pro Zellkern zwei Markierungsregionen
vor; bei nieder-stringenten Bedingungen werden aufgrund zusätzlicher Nebenbindungs
regionen zusätzliche Zentromerregionen markiert, so daß die Zahl der Kalibrierungsre
gionen ansteigt. Das ist u. U. sehr von Vorteil.
(IV) Die beschriebenen Meßverfahren können auch in Kombination mit Axialtomogra
phie durchgeführt werden. Hierfür wird das biologische Mikroobjekt, z. B. ein Zellkern,
in dem die zu ortenden Meßstrukturen bereits mit Fluorochromen markiert sind und das
auch bereits Kalibriertargets enthält (zur Präparation siehe Beispiel 1), auf einer Glasfa
ser oder in der Mikrokapillare angeordnet. Mit dem Axialtomograph wird das Objekt
Schritt für Schritt um einen definierten Winkel gedreht unter ggf. automatischer Refo
kussierung. Von jedem Winkelschritt wird ein kompletter 2D oder 3D-Bildstapel aufge
nommen.
Die Drehung erfolgt in der Art, daß jeweils ein Abstand zwischen zwei Meßstruk
turen bzw. Kalibriertargets (d. h. zwischen deren Fluoreszenzintensitätsschwerpunkten)
maximal wird. Der maximale gemessene Abstand entspricht dem tatsächlichen Abstand.
Ist man nur an den Abständen zwischen den Meßstrukturen bzw. Kalibriertargets,
d. h. nicht an ihrer absoluten räumlichen Anordnung interessiert, kann man nun von einer
der bekannten Meßstrukturen bzw. Kalibriertargets aus fortfahren, den Abstand zu einer
dritten Meßstruktur bzw. einem dritten Kalibriertarget zu maximieren und zu bestimmen.
Sind die Abstände zwischen den Meßstrukturen bzw. Kalibriertargets größer als die
Halbwertsbreite des Hauptmaximums der Punktbildfunktion, so genügt eine einzige
spektrale Signatur; sind die Abstände dagegen kleiner, müssen die Meßstrukturen bzw.
Kalibriertargets durch multispektrale Signatur unterschieden werden. Die Schwerpunkte
(Maxima) der Signale dienen der Lokalisierung. Sofern die untersuchten Meßstrukturen
einen Durchmesser haben, der kleiner als die Halbwertsbreite des Hauptmaximums der
effektiven Punktbildfunktion ist, werden alle Beugungsbilder der Meßstrukturen bzw.
Kalibriertargets durch eine scharfe Punktbildfunktion bestimmt, so daß die Maxima op
timal bestimmt werden können.
Ist man an der absoluten Anordnung der Meßstrukturen bzw. Kalibriertargets im
Raum interessiert, so müssen die jeweiligen Schwerpunkte (sog. "Baryzentren") präzise
bestimmt werden. Durch mehrmaliges Wiederholen der gesamten Meßprozedur und
statistische Auswertung kann die absolute Lokalisierung der Meßstrukturen bzw. Kali
briertargets, d. h. die Winkelmessung, verbessert werden.
Anstatt wie vorstehend beschrieben die Kalibrierung und die Distanzmessung zwischen
den zu ortenden Strukturen, d. h. Meßstrukturen, in demselben biologischen Objekt
durchzuführen, kann man auch die Kalibrierung unabhängig von den Meßstrukturen an
gleichartigen biologischen Objekten durchführen. Bei dieser Verfahrensvariante ist die
Unterscheidung zwischen den Fluoreszenzsignalen der Kalibriertargets und denjenigen
der Meßstrukturen erleichtert. Anhand der mit den Kalibriertargets ermittelten Werte des
optischen Versatzes kann man Eichkurven für die Distanzmessungen zwischen den
Meßstrukturen erstellen. Derartige Eichkurven machen z. B. Angaben über den spektra
len Versatz als Funktion von Brechungsindex und Absorption des verwendeten Immersi
onsmediums, der verwendeten Optik, Filter und Detektionseinheiten, der verwendeten
Auswertealgorithmen, der verwendeten biologischen Objekte, der Lokalisation der
Meßstrukturen bzw. Kalibriertargets in ihnen etc. Die Verwendung der Information aus
diesen speziellen Eichkurven zur erfindungsgemäßen Distanzmessung bietet sich insbe
sondere in solchen Fällen an, bei denen einer größere Präzisionstoleranz verwendet er
laubt ist.
Üblicherweise wird von einem biologischen Mikroobjekt ein 3D-Datensatz durch se
quentielle Registrierung gewonnen, z. B. in der konfokalen Laserscanningmikroskopie
durch punktweises oder linienweises Abscannen des 3D-Objektvolumens; ein zweites
Verfahren beruht auf der Registrierung der Fluoreszenzemission aus der Objektebene
durch Positionierung eines Detektorarrays in der zu der Objektebene konjugierten Zwi
schenbildebene üblicherweise ist die Position dieser Zwischenbildebene fixiert; um 3D-
Informationen über das biologische Objekt zu erhalten, wird dieses sequentiell durch die
zu der festen Zwischenbildebene konjugierte Objektebene hindurch bewegt; jedesmal
wird ein 2D-Bilddatensatz der betreffenden Fluoreszenzemission registriert; und/oder das
Objekt wird mit Hilfe axialtomographischer Verfahren um verschiedene Drehwinkel ge
dreht, wobei jedesmal 2D-Datensätze der zu der festen Zwischenbildebene konjugierten
Objektebene registriert werden.
Diese sequentielle Registrierung von Objektpunkten, Objektlinien oder Objektebenen hat
verschiedene Nachteile: Z.B. kann ein Ausbleichen der Registrierung des 3D-Datensatzes
zu einer Verschiebung der erfindungsgemäß bestimmten 3D-Schwerpunkte der Fluores
zenzverteilung von markierten Objektpunkten einer bestimmten spektralen Signatur füh
ren. Ein anderer Nachteil besteht darin, daß die 3D-Datenaufnahme nicht schnell genug
erfolgt, um auch bei nicht permanent stabil, d. h. sich bewegenden Objekten, insbesondere
bei in vivo Markierungen wie z. B. bei fluoreszenzmarkierten Chromosomenregionen in
Kernen lebender Zellen, die sich unter physiologischen Bedingungen mit Geschwindig
keiten bis zu einigen nm/sec (mittlere Verschiebung) bewegen können, eine befriedigende
Bildqualität zu gewährleisten.
Um auch bei sich bewegenden Objekten eine befriedigende Abbildungsqualität zu erhal
ten, sieht die vorliegende Erfindung eine simultane Aufnahme des 3D-Datensatzes eines
fluoreszenzmarkierten Objektes vor. Hierzu wird das vom Objekt emittierte Fluores
zenzlicht einer gegebenen spektralen Signatur durch optische Elemente, z. B. Teilerspie
gel, aufgespalten in N Teilstrahlen und auf N Detektorarrays abgebildet, die sich in N
verschiedenen Zwischenbildebenen befinden, die zu N verschiedenen Objektebenen kon
jugiert sind. Eine einfache Abschätzung aufgrund der Abbildungsgleichung ergibt, daß
die Abstände der Zwischenbildebenen (Detektorebenen) bei simultaner Registrierung
eines Objektbereiches mit 10 µm axialer Ausdehnung und eines Objektivs von konven
tioneller Bildweite und hoher numerischer Apertur z. B. um einen Bereich in der Größen
ordnung ≦ 20 cm variiert werden müssen (abhängig vom verwendeten Objektiv). Durch
weitere N Zwischenoptiken können die für Hochpräzisionsdistanzmessungen in relevan
ten Objektbereichen zu registrierenden N Objektebenen auch auf verschiedene Bereiche
desselben, geeignet groß dimensionierten Detektorarrays (bzw. auf L < N Detektorar
rays) abgebildet werden. In diesem Falle entspricht einem bestimmten Ausschnitt des/der
L Detektorarrays eine der N konjugierten Objektebenen. Beispielsweise wird ein kleiner
Objektbereich von wenigen µm Ausdehnung zur Vermessung in der Wellenfeldmikro
skopie zunächst so grob positioniert, daß sein Schwerpunkt etwa im Zentrum des durch
die Detektionspunktbildfunktion für eine bestimmte (Zwischen)Bildebene B0 gegebenen
Beobachtungsvolumens des zur Registrierung verwendeten Mikroskopobjektivs liegt;
das vom 3D-Objekt ausgehende Fluoreszenzlicht wird nach seinen spektralen Signaturen
getrennt und in N Tellstrahlen aufgespalten, die auf N Detektorarrays (von z. B. je 8 × 8,
16 × 16 oder 64 × 64 Pixelgröße) abgebildet werden, deren Positionierung die Registrie
rung der Fluoreszenzemission aus N konjugierten Objektebenen um das Maximum der
Detektionspunktbildfunktion (bezogen auf die Bildebene B0) gestattet.
Beispielsweise sind bei simultaner Aufnahme von Objekten mit einem Abstand von je
weils 20 nm nach einer einfachen Abschätzung unter obigen Annahmen Verschiebungen
der konjugierten Zwischenbildebenen um jeweils wenige 100 µm (in der Nähe des Ma
ximums der Punktbildfunktion) erforderlich; bzw. entsprechend kleine optische indivi
duelle Korrekturen sind bei simultaner Detektion der relevanten Objektausschnitte auf
einem einzigen (oder L < N) Detektorarray(s) entsprechender Pixelzahlen auszuführen.
Bei einer Teilung der Fluoreszenzemission z. B. in N=20 Teilstrahlen gleicher Intensität
vermindert sich die Anzahl der von jedem der N=20 Detektorarray(s) (bzw. -
Ausschnitte) pro Zeiteinheit registrierten Photonenzahl um etwa den gleichen Faktor.
Die Lokalisationsgenauigkeit eines fluoreszenzmarkierten Objektes vermindert sich dann
aufgrund der verschlechterten Photonenstatistik um schätzungsweise einen Faktor √20.
Dieser Nachteil kann durch eine Erhöhung der Registrierungszeit um den Faktor N (z. B.
N=20) beseitigt werden. In diesem Falle dauert die simultane Registrierung des Objektes
etwa ebensolange wie bei sequentieller Registrierung. Bei Objekten mit Ausbleichverhal
ten besteht der Vorteil der simultanen dreidimensionalen Registrierung jedoch in einer für
alle Targets (einer gegebenen spektralen Signatur) des Beobachtungsvolumens ähnlichen
(bzw. ähnlicherem) Ausbleichverhalten; durch Ausbleichen verursachte Verschiebungen
des Schwerpunktes des Fluoreszenzemissionsbildes werden hierdurch vermindert.
Bei Objekten mit zeitlich dynamischer Struktur (z. B. markierte Zellen in vivo) wird bei
einer gegenüber der sequentiellen Registrierung um den Faktor N verkürzten Aufnahme
zeit (z. B. 1 sec statt 20 sec) die Lokalisationsgenauigkeit der einzelnen Objektpunkte um
schätzungsweise den Faktor √N (bei N=20 z. B. 4.5) vermindert.
Beispielsweise ergibt sich bei einer 3D Lokalisationsgenauigkeit im Wellenfeldmikroskop
von ca. ± 3 nm, erhalten mit sequentiellen Aufnahmezeiten von 1 sec pro Bildebene, un
ter den genannten Bedingungen bei simultaner Registrierung (1 sec) eine Verminderung
auf eine Lokalisationsgenauigkeit auf schätzungsweise ± 4.5.3 nm ≈ 14 nm bei simulta
ner Aufnahme von 20 Objektebenen unter sonst gleichen Bedingungen. Bei einer (als
Beispiel) angenommenen Objektbewegung (mittlere Verschiebung) von 5 nm/sec wäre
die tatsächliche Lokalisationsungenauigkeit bei einer sequentiellen Aufnahme mit einer
Gesamtregistrierungszeit von 20 sec bereits ohne Berücksichtigung von Ausbleicheffek
ten jedoch erheblich größer. Erfindungsgemäß ist hier die beschriebene simultane Regi
strierung von Objektebenen nicht nur hinsichtlich einer optischen Achse, sondern auch
hinsichtlich zwei und drei orthogonalen optischen Achsen.
Bei Bedarf kann diese erfindungsgemäße simultane Bildaufnahme ohne weiteres mit einer
herkömmlichen sequentiellen Bildaufnahme kombiniert werden.
Mittels bekannter Verfahren wie z. B. der Polymerase-Kettenreaktion werden alle kom
plementären Subsequenzen der zu analysierenden DNA-Sequenz herstellt. Die Subse
quenzen beginnen alle am selben Nukleotid der zu analysierenden Sequenz. Die zu ana
lysierenden Bruchstücke werden alle am 3' Ende mit einem Bezugsfluorochrommarker α
markiert. Am anderen Ende, dem 5'-Ende, bzw. an definierten Zwischenstellen werden
sie jeweils mit einem Fluorochrommarker a, g, c, t verschiedener spektraler Signatur
markiert, je nachdem ob das Nukleotid die Base Adenin (Marker a), Guanin (Marker g),
Cytosin (Marker c) oder Thymin (Marker t) trägt.
Alle Typen der verwendeten Fluorochrommarker unterscheiden sich in ihrer spektralen
Signatur derart, daß die Fluorochrommarker α, a, g, c, t (ggf. noch weitere) getrennt
voneinander detektiert werden können; ein bestimmter Fluorochrommarker kann erfin
dungsgemäß von einem bis vielen Fluorochrommolekülen des gleichen oder verschiede
nen Typs gebildet werden, wobei die Länge und Zusammensetzung der Fluorochrom
marker erfindungsgemäß so gewählt wird, daß Distanzmessungen zwischen den Schwer
punkten der Intensitätsverteilungen von anfangsständigem Fluorochrommarker α und
endständigen Fluoreszenzmarkern (entweder a, oder g, oder c, oder t, oder ggf. weitere
für weitere Basen) mit dem Verfahren der mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskopie
möglich ist, d. h. Linkermoleküle für Fluoreszenzmarker müssen dabei beispielsweise
kürzer als 1/2 Nukleotiddurchmesser sein. Erfindungsgemäß ist auch die Verwendung
von längeren Linkermolekülen möglich, sofern diese eine Konfiguration von so hoher
Steifigkeit besitzen, daß die durch sie verursachte Distanzvariation genügend klein ist,
beispielsweise < 1/2 Nukleotiddurchmesser beträgt.
Diese so markierten Subsequenzen repräsentieren die zu analysierende DNA-Sequenz
vollständig. Die Fluoreszenzmarker a, g, c, t bzw. das Bezugsfluorochrom α können
jeweils ein oder mehrere Fluorochrommoleküle enthalten. Die DNA-Subsequenzen wer
den alle so auf geeignete Träger fixiert, daß sie als lineare Sequenz vorliegen.
Die fluorochrommarkierten DNA-Stücke werden mit Hilfe von DNA-Combing-
Techniken linear ausgerichtet. Im Unterschied zum herkömmlichen "eindimensionalen"
Wellenfeldmikroskop ist bei dem erfindungsgemäßen mehrdimensionalen Wellenfeldmi
kroskop eine zusätzliche präzise Ausrichtung der DNA-Stränge in Richtung der opti
schen Achse des Systems nicht mehr notwendig. Die DNA-Sequenzen werden vorzugs
weise auf eine viereckige Glasfaser aufgebracht, deren Brechungsindex sich von demje
nigen des umgebenden Mediums in minimaler Weise unterscheidet, wobei die Ausrich
tung in einem bestimmten Winkel, insbesondere orthogonal zur Achse der Glasfaser er
folgt, und wobei der mittlere Abstand der Schwerpunkte der DNA-Sequenzen voneinan
der größer ist als die maximale Halbwertsbreite der zur Registrierung der Fluoreszenzsi
gnale verwendeten Punktbildfunktionen. Ein weiteres Verfahren bindet das 3' Ende an
ein Mikrokügelchen der spektralen Signatur α und streckt anschließend den DNA-Faden
mit dem Werkzeug der optischen Pinzette, wobei der "Pinzettenlaser" in seiner Wellen
länge geeignet gewählt werden muß.
Nach Linearisierung bzw. Orientierung der DNA-Sequenzen wird das so hergestellte
Präparat fixiert und die molekulare Bewegung z. B. durch Temperaturerniedrigung redu
ziert. Alternativ können die DNA-Enden auch in eine kristallin geordnete Festkörper
struktur eingebettet werden. Für die Messung wurden zu Zwecken der Kalibrierung
weitere, insbesondere polychromatische Mikroobjekte auf die Glasfaser, den DNA-
Objektträger oder in den Fixierungsfestkörper der DNA-Enden eingebracht. Die Kali
brierungsobjekte enthalten zusätzlich eine spektrale Signatur, die nicht a, t, c oder g ist.
Die Linearisierung der DNA-Stränge kann entfallen, wenn alle Nukleotiden bei der Syn
these des zu analysierenden DNA-Komplementärstranges geeignet fluoreszenzmarkiert
werden.
Die fixierten DNA-Sequenzen werden in ein mehrdimensionales Wellenfeldmikroskop
eingebracht, wobei die linearen DNA-Subsequenzen so zu den stehenden Wellenfronten
orientiert werden, daß eine exakte Abstandsmessung (Genauigkeit ≦ 1.10-10 m) zwischen
α und a bzw. g, c oder t - nach Bestimmung der Intensitätsbaryzentren und Kalibrie
rung der Abbildungseigenschaften - möglich ist.
Die Messung erfolgt bei in situ Kalibrierung unter Anwendung des erfindungsgemäßen
Kalibrierverfahrens. Die Signale der Fluorochrommarker werden im Wellenfeldmikro
skop mit geeignet angepaßten Schrittweiten spektral getrennt voneinander registriert
(bevorzugt in digitaler Weise). Aus den Abständen der fluoreszenten Markern und ihrer
spektralen Signatur läßt sich die DNA-Basensequenz des zu analysierenden DNA-
Stückes bestimmen.
Statt einer spektralen Trennung oder zusätzlich zu ihr können auch Fluoreszenzlebens
dauerparameter analysiert werden. In einer ersten Phase der Auswertung wird eine
Grobbestimmung der Schwerpunkte der Fluorochrommarker-Signale vorgenommen und
auf der Grundlage dieser Information die zu einer DNA-Sequenz gehörenden Signale
nach den oben genannten Distanzkriterien von den zu einer anderen DNA-Sequenz gehö
renden Signalen getrennt; in einer zweiten Phase der Auswertung werden die spektral
getrennt registrierten, modulierten Signale der Fluorochrommarker mit Hilfe von geeig
net angepaßten Funktionen analysiert; hieraus werden die Abstände z. B. der Schwer
punkte der anfangs- und endständigen Fluorochrommarker-Signale einer DNA-Sequenz
voneinander mit molekularer Präzision bestimmt, wobei die an den Kalibrierungsobjekten
vorgenommenen Messungen für eine Korrektur von Distanzaberrationen, z. B. chromati
scher Verschiebungen, herangezogen werden; in einer dritten Phase der Auswertung
werden die den Längen der DNA-Sequenzen entsprechenden Abstände der Fluoro
chrommarker-Signale nach zunehmender Länge getrennt nach Typus des endständigen
Fluorochrommarkers (z. B. a, g, c, t) geordnet; die so erreichte Anordnung entspricht
dem bei einem herkömmlichen Verfahren erzielten Muster, dem dann nach bekannten
Methoden die gewünschte Sequenzinformation entnommen werden kann.
Bei Makromolekülen linearer Sequenz bzw. bekannter geordneter Struktur geht man
analog vor, wobei die Zahl und Art der Fluorochrommarker von Zahl und Art der Mole
külbausteine abhängt.
Falls die Vermessung einzelner DNA-Stränge deren Ausrichtung in Richtung der opti
schen Achse erforderlich macht, kann erfindungsgemäß wie folgt verfahren werden:
Das bekannte Ende der DNA-Kette wird zusätzlich zu einem Fluoreszenzmarker der
spektralen Signatur α mit einem chemischen "Marker" markiert. Der Rest der DNA-
Kettenpräparation, insbesondere die Markierung der endständigen Fluoreszenzmarker a,
c, g und t (Stopnukleotide) wird wie anfangs beschrieben durchgeführt. Die endständigen
Basen und/oder die Marker der Stopnukleotide und ggf. weitere Basen der auszurichten
den DNA-Ketten tragen eine elektrische Ladung (z. B. negativ).
Die Ausrichtung der DNA-Ketten kann vor oder während der Mikroskopie erfolgen,
zunächst wird das Verfahren der Ausrichtung vor der Mikroskopie beschrieben.
Die präparierten DNA-Ketten werden in Lösung in einem Puffer niedriger Ionenstärke
auf einen speziell beschichteten Objektträger (oder Deckglas, was im folgenden auch als
Objektträger bezeichnet werden soll) aufgebracht, der das chemisch markierte 3'Ende
jeder DNA-Kette binden ("ankleben") kann. Der Lösung wird nun eine immobilisierende
Komponente zugegeben, die nach einer bestimmten Zeit eine Aushärtung der DNA-
Ketten in Lösung bewirkt. Der Objektträger wird mit einem (unbeschichteten) Deckglas
abgedeckt und versiegelt, wobei der Abstand von Objektträger zum Deckglas mit einem
geeigneten "Spacer" (z. B. einer dünnen Membran) auf einen wohldefinierten Wert ein
gestellt werden kann. Der so versiegelte Objektträger wird einem geeigneten homoge
nen, statischen elektrischen Feld ausgesetzt, welches die elektrisch geladenen Basen aus
richtet. Die Polung des elektrischen Feldes (beispielsweise des eines Kondensators) muß
hierbei so angelegt sein, daß bei negativ (positiv) geladenen Basen die Kathode (Anode)
bei dem beschichteten Objektträger (mit den "angeklebten" 3'Enden) und die Anode
(Kathode) bei dem unbeschichteten Deckglas liegt. Die elektrischen Feldlinien verlaufen
senkrecht zur Objektträgeroberfläche und die Stärke des elektrischen Feldes wird ausrei
chend hoch gewählt, um eine Ausrichtung der DNA-Ketten in der Lösung zu bewirken.
Nachdem die so ausgerichteten DNA-Ketten in dem Zwischenraum Objektträger -
Deckglas immobilisiert sind, werden sie mit dem mehrdimensionalen Wellenfeldmikro
skop wie vorstehend beschrieben aufgenommen bzw. vermessen.
Soll die Orientierung der DNA-Ketten während der mikroskopischen Aufnahme erfol
gen, wird das oben beschriebenen elektrische Feld erfindungsgemäß nach dem folgenden
Verfahren aufgebaut:
Der beschichtete Objektträger ist ein elektrisch leitender Spiegel hinreichender Planität. Die Lösung der DNA-Ketten (niedrige Ionenstärke) ist geeignet viskos und es werden keine immobilisierenden Komponenten der Lösung zugegeben. Auch hier wird wieder (ggf. unter Verwendung eines geeigneten Spacers) ein Deckglas aufgebracht und versie gelt. Das Wellenfeld wird nun mit nur einem Objektiv in Verbindung mit dem Spiegel erzeugt, wobei das aus dem Objektiv austretende Anregungslicht vom Spiegel reflektiert wird und sich ein eindimensionales Wellenfeld (parallel zur Fokalebene oder zur Spiege loberfläche) ausbildet. Das Anlegen einer positiven (negativen) Spannung bei der Ver wendung von negativ (positiv) geladenen Basen bewirkt ebenfalls eine Ausrichtung der DNA-Ketten senkrecht zur Oberfläche des Spiegels, also entlang der optischen Achse des Mikroskops und die nun wie vorstehend beschrieben sequenziert werden können. Auch bei diesem Verfahren muß die Stärke des elektrischen Feldes groß genug sein, um die Ausrichtung der DNA-Ketten zu bewirken; thermische Bewegungen der Moleküle können z. B. durch Temperaturerniedrigung reduziert werden.
Der beschichtete Objektträger ist ein elektrisch leitender Spiegel hinreichender Planität. Die Lösung der DNA-Ketten (niedrige Ionenstärke) ist geeignet viskos und es werden keine immobilisierenden Komponenten der Lösung zugegeben. Auch hier wird wieder (ggf. unter Verwendung eines geeigneten Spacers) ein Deckglas aufgebracht und versie gelt. Das Wellenfeld wird nun mit nur einem Objektiv in Verbindung mit dem Spiegel erzeugt, wobei das aus dem Objektiv austretende Anregungslicht vom Spiegel reflektiert wird und sich ein eindimensionales Wellenfeld (parallel zur Fokalebene oder zur Spiege loberfläche) ausbildet. Das Anlegen einer positiven (negativen) Spannung bei der Ver wendung von negativ (positiv) geladenen Basen bewirkt ebenfalls eine Ausrichtung der DNA-Ketten senkrecht zur Oberfläche des Spiegels, also entlang der optischen Achse des Mikroskops und die nun wie vorstehend beschrieben sequenziert werden können. Auch bei diesem Verfahren muß die Stärke des elektrischen Feldes groß genug sein, um die Ausrichtung der DNA-Ketten zu bewirken; thermische Bewegungen der Moleküle können z. B. durch Temperaturerniedrigung reduziert werden.
Analog diesem Beispiel kann mit beliebigen anderen linearisierten Makromolekülen
verfahren werden.
Das mehrdimensionale Wellenfeldmikroskop Typ II umfaßt in der Raumrichtungen x eine
reelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen, einen Strahlteiler zur Aus
kopplung von Teilstrahlen als virtuelle Beleuchtungsquelle, und ein erstes Objektiv, das
diesen beiden Beleuchtungsquellen zugeordnet ist. In dieses erste Objektiv werden die
Lichtstrahlen bzw. Lichtwellenzüge der Beleuchtungsquellen derart eingekoppelt, daß sie
auf der hinteren, dem Objektraum abgewandten Fokalebene (diese Ebene wird auch
"back focal plane" genannt.) zwei voneinander beabstandete Fokuspunkte erzeugen bzw.
aufweisen und in dem Raum zwischen den beiden Fokalebenen in einem bestimmten
Winkel aufeinander zu verlaufen und zu einem eindimensionalen stehenden Wellenfeld
interferieren:
Fokussiert man einen Lichtstrahl (Lichtwellenzug) mit einem geeigneten Abstand zur optischen Achse in diese Fokalebene, (die optische Achse steht senkrecht auf der Foka lebene und verläuft durch deren Mittelpunkt) so verläßt im Objektraum ein paralleles Lichtbündel mit ebenen Wellenfronten das Objektiv, und zwar unter einem bestimmten Winkel zur optischen Achse. Dieser Winkel ist variabel einstellbar, je nach dem, mit wel chem Abstand zu optischer Achse die Lichtstrahlen in das Objektiv eingekoppelt werden und um welche Art von Objektiv es sich handelt.
Fokussiert man einen Lichtstrahl (Lichtwellenzug) mit einem geeigneten Abstand zur optischen Achse in diese Fokalebene, (die optische Achse steht senkrecht auf der Foka lebene und verläuft durch deren Mittelpunkt) so verläßt im Objektraum ein paralleles Lichtbündel mit ebenen Wellenfronten das Objektiv, und zwar unter einem bestimmten Winkel zur optischen Achse. Dieser Winkel ist variabel einstellbar, je nach dem, mit wel chem Abstand zu optischer Achse die Lichtstrahlen in das Objektiv eingekoppelt werden und um welche Art von Objektiv es sich handelt.
Koppelt man den zweiten Lichtstrahlen (Lichtwellenzüge) unter einem solchen Winkel zu
dem ersten und zur optischen Achse in dasselbe Objektiv ein, daß sein Fokuspunkt auf
der hinteren Fokalebene diametral gegenüber dem Fokuspunkt des ersten Lichtstrahls
liegt, daß also Fokuspunkt 1 - optische Achse - Fokuspunkt 2 eine Linie auf der hin
teren Fokalebene bilden, entsteht in dem Raum zwischen den beiden Fokalebenen ein
zweites paralleles Lichtbündel mit ebenen Wellenfronten, das in einem bestimmten Win
kel zu dem ersten verläuft und mit diesem im Objektraum zu einem eindimensionalen
stehenden Wellenfeld mit Streifen maximaler Lichtintensität interferiert.
Dem ersten Objektiv ist ein zweites Objektiv mit Abstand spiegelbildlich gegenüber an
geordnet, so daß diese beiden Objektive auf zwei gegenüber liegenden Seiten des drei
dimensionalen Objektraums liegen. Diesem zweiten Objektiv ist eine dritte und eine
vierte (reelle oder virtuelle) Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen so zu
geordnet, daß man die Lichtstrahlen beider Beleuchtungsquellen - wie für das erste
Objektiv beschrieben - auf die hintere, d. h. dem Objektraum abgewandte Fokalebene
dieses zweiten Objektives fokussieren kann, in dem Raum zwischen den beiden Fokale
benen dieses zweiten Objektives zu einem eindimensionalen stehenden Wellenfeld inter
ferieren lassen kann, und im Objektraum mit dem eindimensionalen stehenden Wellenfeld
des ersten Objektives so zur Interferenz bringen kann, so daß ein dreidimensionales
Wellenfeld entsteht, mit Punkten maximaler Intensität, die sich im dreidimensionalen
Raum fortsetzen.
Für die Erzeugung eines zweidimensionalen Wellenfeldes (d. h. Punkte maximaler Intensi
tät in einer Ebene), wird der beschriebene Aufbau insoweit abgewandelt, daß man
entweder erstes und zweites Objektiv einsetzt, eines davon aber nur mit einer Beleuchtungsquelle kombiniert,
oder man setzt nur ein einziges Objektiv ein und kombiniert dieses mit einer drit ten Beleuchtungsquelle, deren kohärenzfähige Lichtstrahlen man derart zu den Licht strahlen der beiden anderen Beleuchtungsquellen in dieses einzige Objektiv einkoppelt, daß die korrespondierenden drei Fokuspunkte auf der Fokalebene ein gleichschenkliges Dreieck bilden, durch dessen Mittelpunkt die optische Achse verläuft. Im Objektraum verlassen alle drei Lichtstrahlen das Mikroskopobjektiv mit dem gleichen Winkel zur optischen Achse aber jeder in eine andere Richtung.
entweder erstes und zweites Objektiv einsetzt, eines davon aber nur mit einer Beleuchtungsquelle kombiniert,
oder man setzt nur ein einziges Objektiv ein und kombiniert dieses mit einer drit ten Beleuchtungsquelle, deren kohärenzfähige Lichtstrahlen man derart zu den Licht strahlen der beiden anderen Beleuchtungsquellen in dieses einzige Objektiv einkoppelt, daß die korrespondierenden drei Fokuspunkte auf der Fokalebene ein gleichschenkliges Dreieck bilden, durch dessen Mittelpunkt die optische Achse verläuft. Im Objektraum verlassen alle drei Lichtstrahlen das Mikroskopobjektiv mit dem gleichen Winkel zur optischen Achse aber jeder in eine andere Richtung.
Diese Variante des er 00539 00070 552 001000280000000200012000285910042800040 0002019830596 00004 00420findungsgemäßen Wellenfeldmikroskops Typ II zur Erzeugung
eines mehrdimensionalen Wellenfeldmikroskops unter Verwendung eines einzigen Ob
jektivs kann auch zur Erzeugung eines dreidimensionalen Wellenfelds eingesetzt werden.
Dazu lenkt man vier Lichtstrahlen in dasselbe Objektiv und zwar derart, daß die dazu
korrespondierenden vier Fokuspunkte in der hinteren Fokalebene ein gleichseitiges Vier
eck bilden.
Claims (11)
1. Wellenfeldmikroskop mit einem Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem, das eine Be
leuchtungsquelle, ein erstes Objektiv und ein zweites Objektiv oder einen Reflektor
umfaßt, wobei erstes Objektiv und zweites Objektiv oder Reflektor derart zueinander
angeordnet sind, daß sie zur Erzeugung eines eindimensionalen stehenden Wellenfeldes
geeignet sind, mit einem Objektraum, der Halte und Manövriervorrichtung(en) für ein
Objekt umfaßt, und mit einem Detektionssystem, das ein Objektiv, ein Okular und ei
nen Detektor umfaßt, dadurch gekennzeichnet,
daß das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in zwei oder allen drei Raumrichtun gen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Licht strahlen und wenigstens einen Reflektor oder Strahlteiler zur Auskopplung von Teil strahlen oder eine weitere Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen umfaßt, denen jeweils wenigstens ein Objektiv zugeordnet ist, und die jeweils zur Erzeugung von Lichtwellenzugen geeignet sind, wobei die Lichtwellenzüge der einen Beleuch tungsquelle antiparallel oder in variabel einstellbaren Winkeln zu den Lichtwellenzügen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle ausgerichteten sind, derart, daß die von der einen Beleuchtungsquelle ausgesendeten Lichtwellenzuge mit denen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle zu einem stehenden Wellenfeld mit ebenen Wellenfronten interferieren,
und daß das Detektionssystem wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detektionsob jektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur, welches mit seiner optischen Achse senkrecht zu den Wellenfronten eines der interferierenden Wellenfelder angeordnet ist, umfaßt, das auch mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann, wobei dem zur epifluoreszenten Detektion geeigneten Detektionsobjektiv ein flächiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet ist, und dem zur rastern den Punktdetektion geeigneten Detektionsobjektiv wenigstens eine feststehende kon fokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein fest stehender Detektionsschlitz vorgeordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Diodenarray nachgeordnet ist.
daß das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in zwei oder allen drei Raumrichtun gen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Licht strahlen und wenigstens einen Reflektor oder Strahlteiler zur Auskopplung von Teil strahlen oder eine weitere Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen umfaßt, denen jeweils wenigstens ein Objektiv zugeordnet ist, und die jeweils zur Erzeugung von Lichtwellenzugen geeignet sind, wobei die Lichtwellenzüge der einen Beleuch tungsquelle antiparallel oder in variabel einstellbaren Winkeln zu den Lichtwellenzügen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle ausgerichteten sind, derart, daß die von der einen Beleuchtungsquelle ausgesendeten Lichtwellenzuge mit denen des Reflektors bzw. der anderen Beleuchtungsquelle zu einem stehenden Wellenfeld mit ebenen Wellenfronten interferieren,
und daß das Detektionssystem wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detektionsob jektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur, welches mit seiner optischen Achse senkrecht zu den Wellenfronten eines der interferierenden Wellenfelder angeordnet ist, umfaßt, das auch mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann, wobei dem zur epifluoreszenten Detektion geeigneten Detektionsobjektiv ein flächiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet ist, und dem zur rastern den Punktdetektion geeigneten Detektionsobjektiv wenigstens eine feststehende kon fokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein fest stehender Detektionsschlitz vorgeordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Diodenarray nachgeordnet ist.
2. Wellenfeldmikroskop nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß in wenigstens einer Raumrichtung einem Objektiv hoher numerischer Apertur ein
Objektiv niedriger numerischer Apertur oder ein Reflektor zugeordnet ist, und in einer
oder beiden anderen Raumrichtung(en) entweder zwei Objektive niedriger numerischer
Apertur oder ein Objektiv niedriger numerischer Apertur und ein Reflektor einander
zugeordnet sind.
3. Wellenfeldmikroskop mit einem Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem, das eine Be
leuchtungsquelle und ein Objektiv umfaßt, die derart zueinander angeordnet sind, daß
sie zur Erzeugung eines stehenden Wellenfeldes geeignet sind, mit einem Objektraum,
der Halte- und Manövriervorrichtung(en) für ein Objekt umfaßt, und mit einem Detek
tionssystem, das ein Objektiv, ein Okular und einen Detektor umfaßt, dadurch gekenn
zeichnet,
daß das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in wenigstens einer der drei Raum richtungen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen und wenigstens einen Strahlteiler zur Auskopplung von wenigstens einem Teilstrahl aufweist, denen ein gemeinsames Objektiv zugeordnet ist, in das die Licht strahlen bzw. Lichtwellenzüge der Beleuchtungsquelle(n) und des/der Strahlteiler(s) derart einkoppelbar sind, daß sie auf der hinteren (dem Objektraum abgewandten) Fo kalebene zwei voneinander beabstandete Fokuspunkte aufweisen und in dem Raum zwischen den beiden Fokalebenen in variabel einstellbarem Winkel zueinander verlau fen und zu einem eindimensionalen stehenden Wellenfeld interferieren,
und daß das Detektionssystem wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detektionsob jektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur umfaßt, das auch mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann, wobei dem zur epifluoreszenten Detektion geeigneten Detektionsobjektiv ein flächiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet ist, und dem zur rasternden Punktdetektion geeigneten Detekti onsobjektiv wenigstens eine feststehende konfokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein feststehender Detektionsschlitz vorgeordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Di odenarray nachgeordnet ist.
daß das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in wenigstens einer der drei Raum richtungen wenigstens eine reelle oder virtuelle Beleuchtungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen und wenigstens einen Strahlteiler zur Auskopplung von wenigstens einem Teilstrahl aufweist, denen ein gemeinsames Objektiv zugeordnet ist, in das die Licht strahlen bzw. Lichtwellenzüge der Beleuchtungsquelle(n) und des/der Strahlteiler(s) derart einkoppelbar sind, daß sie auf der hinteren (dem Objektraum abgewandten) Fo kalebene zwei voneinander beabstandete Fokuspunkte aufweisen und in dem Raum zwischen den beiden Fokalebenen in variabel einstellbarem Winkel zueinander verlau fen und zu einem eindimensionalen stehenden Wellenfeld interferieren,
und daß das Detektionssystem wenigstens ein zur epifluoreszenten Detektion geeig netes und/oder wenigstens ein zur rasternden Punktdetektion geeignetes Detektionsob jektiv vorzugsweise hoher numerischer Apertur umfaßt, das auch mit einem Objektiv des Anregungssystems identisch sein kann, wobei dem zur epifluoreszenten Detektion geeigneten Detektionsobjektiv ein flächiger (zweidimensionaler) Detektor, z. B. eine Kamera vorgeordnet ist, und dem zur rasternden Punktdetektion geeigneten Detekti onsobjektiv wenigstens eine feststehende konfokale Detektionsringblende und/oder -lochblende und/oder wenigstens ein feststehender Detektionsschlitz vorgeordnet und ein Punktdetektor, insbesondere ein Photomultiplier, eine Photodiode oder eine Di odenarray nachgeordnet ist.
4. Wellenfeldmikroskop nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß das Beleuchtungs- bzw. Anregungssystem in derselben oder einer oder beiden an
deren Raumrichtung(en) jeweils wenigstens eine weitere reelle oder virtuelle Beleuch
tungsquelle für kohärenzfähige Lichtstrahlen und/oder wenigstens einen Strahlteiler zur
Auskopplung von wenigstens einem Teilstrahl aufweist, dem/denen jeweils ein weiteres
Objektiv zugeordnet ist, durch das der/die Lichtstrahlen (Lichtwellenzüge) in den Ob
jektraum gelenkt und derart ausgerichtet sind, daß sie mit den Lichtstrahlen aus dersel
ben oder aus der /den beiden anderen Raumrichtung(en) bzw. dem von diesen gebilde
ten ein- oder zweidimensionalen Wellenfeld zu einem zwei- bzw. dreidimensionalen
Wellenfeld interferieren.
5. Wellenfeldmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet,
daß der Objektraum eine Objekthalterung umfaßt, in bzw. an der das Objekt mit den
Meßstrukturen und/oder gegebenenfalls Kalibriertarget(s) um eine oder zwei orthogo
nal zueinander verlaufende Achsen drehbar in dem Wellenfeld gelagert ist, wobei für
wenigstens eine Achse eine Drehbarkeit um 360-Grad (2π) bevorzugt ist.
6. Wellenfeldmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet,
daß die das mehrdimensionale Wellenfeld erzeugende(n) Beleuchtungsquellen und/oder
der/die Reflektoren und/oder der/die Strahlteiler und/oder das/die Objektiv(e) und
damit das mehrdimensionale Wellenfeld um eine oder zwei orthogonal zueinander ver
laufende Achsen drehbar ist/sind.
7. Wellenfeldmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet,
daß im Detektionssystem ein Scannerspiegel vorgesehen und derart angeordnet ist, daß
er zur Abbildung der lateralen Objektbereiche mit der gewünschten, vorzugsweise ma
ximalen Fluoreszenzintensität geeignet ist.
8. Wellenfeldmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet,
daß das Beleuchtungssystem in wenigstens einer der drei Raumrichtungen eine reelle
Beleuchtungsquelle für die Zwei- oder Mehrphotonenanregung und in einer oder beiden
anderen Raumrichtung(en) eine reelle und/oder virtuelle Beleuchtungsquelle für die
Zwei- oder Mehrphotonenanregung umfaßt, und daß die damit erzeugten stehenden
Wellenfelder (WF1, WF2, . . ., WFi) voneinander verschiedene Wellenlängen (λ1, λ2 . . .,
λi) und Distanzen (d1, d2, . . ., di) zwischen den jeweiligen Wellemnaxima bzw. Wel
lenminima von d1 = λ1/2n cosθ1 bzw. d2 = λ2 2n cosθ2 bzw. di = λi/2n cosθi auf
weisen (mit: n = Brechungsindex im Objektraum, θ1, θ2, . . . θi = Kreuzungswinkel des
Lichtwellenzugs der Wellenlänge λ1, λ2 . . ., λi mit der optischen Achse), und wobei die
Wellenfelder WF1, WF2 . . . Wi derart zueinander ausgerichtet sind, daß sich mindestens
ein Maximum zweier oder aller stehenden Wellen an derselben Stelle (nämlich dem Ort
einer Mehrphototonenanregung) befindet.
9. Wellenfeldmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet,
daß eine Anordnung aus Beleuchtungsquelle, Objektiv und einem elektrisch leitenden
Spiegel, die zur Erzeugung eines eindimensionalen, elektrischen Wellenfeldes geeignet
ist, relativ zur Objektträgerhalterung vorgesehen ist, und zwar derart, daß die in dem
Objekt befindlichen Meßstrukturen und/oder Kalibriertargets durch Anlegen des elek
trischen Feldes - vor oder während des mikroskopischen Meßvorgangs - ausrichtbar
sind.
10. Wellenfeldmikroskopieverfahren zur DNA-Sequenzierung unter Verwendung eines
Wellenfeldmikroskops nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch fol
gende Verfahrensschritte:
es werden alle komplementären Subsequenzen der zu analysierenden DNA-Sequenz derart hergestellt, daß alle Subsequenzen am selben Nukleotid der zu analysierenden Sequenz beginnen,
die zu analysierenden Bruchstücke werden alle am 3'-Ende mit einem Bezugsfluoro chrommarker α und am 5'-Ende und/oder an definierten Zwischenstellen mit einem Fluorochrommarker a, g, c,oder t - je nachdem ob das Nukleotid die Base Adenin (Marker a), Guanin (Marker g), Cytosin (Marker c) oder Thymin (Marker t) trägt - markiert, wobei die Fluorochrommarker a, g, c, t und α verschiedene spektrale Signa für aufweisen, und jeweils ein oder mehrere Fluorochrommoleküle enthalten,
die markierten DNA-Subsequenzen werden derart auf Träger fixiert, daß sie als li neare Sequenz vorliegen, und in ein mehrdimensionales Wellenfeldmikroskop einge bracht, wobei die linearen DNA-Subsequenzen so zu den stehenden Wellenfronten ori entiert werden, daß eine exakte Abstandsmessung (Genauigkeit ≦1.10-10 m) zwischen α und a bzw. g, c oder t nach Bestimmung der Intensitätsbaryzentren und Kalibrierung der Abbildungseingenschaften durchführbar ist,
indem die Signale der Fluorochrommarker schrittweise, spektral getrennt voneinan der registriert werden,
und aus den Abständen der fluoreszenten Markern und ihrer spektralen Signatur die DNA-Basensequenz des zu analysierenden DNA-Stückes bestimmt wird.
es werden alle komplementären Subsequenzen der zu analysierenden DNA-Sequenz derart hergestellt, daß alle Subsequenzen am selben Nukleotid der zu analysierenden Sequenz beginnen,
die zu analysierenden Bruchstücke werden alle am 3'-Ende mit einem Bezugsfluoro chrommarker α und am 5'-Ende und/oder an definierten Zwischenstellen mit einem Fluorochrommarker a, g, c,oder t - je nachdem ob das Nukleotid die Base Adenin (Marker a), Guanin (Marker g), Cytosin (Marker c) oder Thymin (Marker t) trägt - markiert, wobei die Fluorochrommarker a, g, c, t und α verschiedene spektrale Signa für aufweisen, und jeweils ein oder mehrere Fluorochrommoleküle enthalten,
die markierten DNA-Subsequenzen werden derart auf Träger fixiert, daß sie als li neare Sequenz vorliegen, und in ein mehrdimensionales Wellenfeldmikroskop einge bracht, wobei die linearen DNA-Subsequenzen so zu den stehenden Wellenfronten ori entiert werden, daß eine exakte Abstandsmessung (Genauigkeit ≦1.10-10 m) zwischen α und a bzw. g, c oder t nach Bestimmung der Intensitätsbaryzentren und Kalibrierung der Abbildungseingenschaften durchführbar ist,
indem die Signale der Fluorochrommarker schrittweise, spektral getrennt voneinan der registriert werden,
und aus den Abständen der fluoreszenten Markern und ihrer spektralen Signatur die DNA-Basensequenz des zu analysierenden DNA-Stückes bestimmt wird.
11. Kalibrierverfahren für die mehrdimensionale Wellenfeldmikroskopie nach einem der
Ansprüche 1 bis 10, bei dem
vor, während oder nach der Präparation des betreffenden Objekts auf einem bzw. in einem Objekthalter, insbesondere Objektträgerplättchen, Objektträgerfaser, Objekt trägerkapillare oder Objektträgerflüssigkeit, die zu untersuchenden bzw. zu ortenden Objektstrukturen - ist gleich Meßstrukturen - mit Fluoreszenzfarbstoffen verschie dener oder gleicher spektraler Signatur markiert werden, wobei zumindest solche zu ortenden Meßstrukturen, deren Abstand voneinander geringer ist als die Halbwertsbrei te des Hauptmaximums der effektiven Punktbildfunktion, mit Fluoreszenzfarbstoffen verschiedener spektraler Signatur markiert werden,
mit den gleichen Fluoreszenzfarbstoffen Kalibriertargets definierter Größe und räumlicher Anordnung markiert werden,
die fluoreszierenden Kalibriertargets entweder zusammen mit den Objekten bzw. Meßstrukturen oder separat auf bzw. in dem/ einem Objekthalter präpariert werden, Meßstrukturen und Kalibriertargets unter übereinstimmenden Bedingungen, gleichzeitig oder nacheinander mikroskopisch untersucht werden,
und bei dem jeweils zwei definierte Kalibriertargets verschiedener spektraler Si gnatur unter Berücksichtigung des wellenlängenabhängigen Abbildungs- und Lokalisa tionsverhaltens des jeweiligen optischen Systems vermessen werden, die dabei ermittel ten Meßwerte - gleich Ist-Werte - mit den vorbekannten tatsächlichen Distanz werten - gleich Soll-Werten - verglichen werden, und aus der Differenz zwischen Ist-Werten und Soll-Werten ein Korrekturwert - ist gleich Kalibrierwert - bestimmt wird, mit dem der durch das optische System bedingte Versatz in der Detektion unter schiedlicher Emissionsloci, insbesondere der Meßstrukturen, korrigiert wird,
dadurch gekennzeichnet,
daß das biologische Objekt mit den fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder fluorochrommarkierten Kalibriertarget(s) sequentiell oder simultan mit ein zelnen (separaten), in zwei oder drei Raumrichtungen orthogonal zueinander verlau fenden, stehenden und zu einem zwei- oder dreidimensionalen Wellenfeld miteinander interferierenden Wellenfeldern beleuchtet wird, wobei die Fluorochrome zur Fluores zenzemission angeregt werden,
daß zur Detektion der Fluoreszenzintensität eine Kamera und/oder eine oder mehrere zweidimensionale Anordnung(en) aus Einzeldetektoren mit jeweils kreis-, ring- oder schlitzförmiger Blende oder eine Anordnung von mehreren kreis-, ring- oder schlitzförmigen Blenden verwendet wird/werden,
daß entweder das Objekt mit den Meßstrukturen und/oder Kalibriertarget(s) oder das ein- bzw. zweidimensionale Wellenfeld oder beides während des Meßvorgangs schrittweise um eine oder zwei orthogonal zueinander verlaufende Achsen gedreht wird, wobei die fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder Kalibriertargets se quentiell oder simultan mit einem oder zwei einzelnen, orthogonal zueinander stehen den Wellenfeldern beleuchtet werden.
vor, während oder nach der Präparation des betreffenden Objekts auf einem bzw. in einem Objekthalter, insbesondere Objektträgerplättchen, Objektträgerfaser, Objekt trägerkapillare oder Objektträgerflüssigkeit, die zu untersuchenden bzw. zu ortenden Objektstrukturen - ist gleich Meßstrukturen - mit Fluoreszenzfarbstoffen verschie dener oder gleicher spektraler Signatur markiert werden, wobei zumindest solche zu ortenden Meßstrukturen, deren Abstand voneinander geringer ist als die Halbwertsbrei te des Hauptmaximums der effektiven Punktbildfunktion, mit Fluoreszenzfarbstoffen verschiedener spektraler Signatur markiert werden,
mit den gleichen Fluoreszenzfarbstoffen Kalibriertargets definierter Größe und räumlicher Anordnung markiert werden,
die fluoreszierenden Kalibriertargets entweder zusammen mit den Objekten bzw. Meßstrukturen oder separat auf bzw. in dem/ einem Objekthalter präpariert werden, Meßstrukturen und Kalibriertargets unter übereinstimmenden Bedingungen, gleichzeitig oder nacheinander mikroskopisch untersucht werden,
und bei dem jeweils zwei definierte Kalibriertargets verschiedener spektraler Si gnatur unter Berücksichtigung des wellenlängenabhängigen Abbildungs- und Lokalisa tionsverhaltens des jeweiligen optischen Systems vermessen werden, die dabei ermittel ten Meßwerte - gleich Ist-Werte - mit den vorbekannten tatsächlichen Distanz werten - gleich Soll-Werten - verglichen werden, und aus der Differenz zwischen Ist-Werten und Soll-Werten ein Korrekturwert - ist gleich Kalibrierwert - bestimmt wird, mit dem der durch das optische System bedingte Versatz in der Detektion unter schiedlicher Emissionsloci, insbesondere der Meßstrukturen, korrigiert wird,
dadurch gekennzeichnet,
daß das biologische Objekt mit den fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder fluorochrommarkierten Kalibriertarget(s) sequentiell oder simultan mit ein zelnen (separaten), in zwei oder drei Raumrichtungen orthogonal zueinander verlau fenden, stehenden und zu einem zwei- oder dreidimensionalen Wellenfeld miteinander interferierenden Wellenfeldern beleuchtet wird, wobei die Fluorochrome zur Fluores zenzemission angeregt werden,
daß zur Detektion der Fluoreszenzintensität eine Kamera und/oder eine oder mehrere zweidimensionale Anordnung(en) aus Einzeldetektoren mit jeweils kreis-, ring- oder schlitzförmiger Blende oder eine Anordnung von mehreren kreis-, ring- oder schlitzförmigen Blenden verwendet wird/werden,
daß entweder das Objekt mit den Meßstrukturen und/oder Kalibriertarget(s) oder das ein- bzw. zweidimensionale Wellenfeld oder beides während des Meßvorgangs schrittweise um eine oder zwei orthogonal zueinander verlaufende Achsen gedreht wird, wobei die fluorochrommarkierten Meßstrukturen und/oder Kalibriertargets se quentiell oder simultan mit einem oder zwei einzelnen, orthogonal zueinander stehen den Wellenfeldern beleuchtet werden.
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Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10052823A1 (de) * | 2000-10-24 | 2002-05-02 | Univ Ruprecht Karls Heidelberg | Verfahren zur lichtmikroskopischen Analyse der Topologie molekularer Strukturen in Rasteranordnungen |
WO2003031951A1 (en) * | 2001-10-09 | 2003-04-17 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Far yield light microscopical method, system and computer program product for analysing at least one object having a subwavelength size |
EP1387202A2 (de) * | 2002-08-03 | 2004-02-04 | Leica Microsystems (Schweiz) AG | Objektiv mit Beleuchtung |
EP1584918A2 (de) | 2004-04-07 | 2005-10-12 | Europhoton GmbH, Gesellschaft für optische Sensorik | Verfahren und Vorrichtung zur Fluoreszenz-Lebensdauer-Imaging-Nanoskopie |
DE212009000043U1 (de) | 2008-03-19 | 2011-01-05 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Vorrichtung zur Lokalisation einzelner Farbstoffmoleküle in der Fluoreszenzmikroskopie |
EP2818906A4 (de) * | 2012-02-24 | 2015-11-18 | Univ Tokyo | Beleuchtungsverfahren und mikroskopische beobachtungsvorrichtung |
Families Citing this family (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
AU9251898A (en) * | 1997-07-10 | 1999-02-08 | Ruprecht-Karls-Universitat Heidelberg | Wave field microscope, method for a wave field microscope, including for dna sequencing, and calibration method for wave field microscopy |
FR2827959B1 (fr) * | 2001-07-26 | 2004-03-19 | Centre Nat Rech Scient | Dispositif et procede de mesure d'un echantillon par spectroscopie par correlation |
WO2003031947A2 (de) * | 2001-10-04 | 2003-04-17 | Genovoxx Gmbh | Gerät zur sequenzierung von nukleinsäuremolekülen |
DE10254139A1 (de) | 2002-11-15 | 2004-05-27 | Carl Zeiss Jena Gmbh | Verfahren und Anordnung zur tiefenaufgelösten optischen Erfassung einer Probe |
US8217992B2 (en) | 2007-01-11 | 2012-07-10 | The Jackson Laboratory | Microscopic imaging techniques |
US7772569B2 (en) | 2008-04-01 | 2010-08-10 | The Jackson Laboratory | 3D biplane microscopy |
DE102011008788B3 (de) * | 2011-01-14 | 2012-05-03 | Institut Für Photonische Technologien E.V. | Anordnung zur Durchführung einer Einzelprobenanalyse und -manipulation für die Raman-Mikrospektroskopie |
CN106770147B (zh) * | 2017-03-15 | 2019-07-19 | 北京大学 | 一种结构光照明超分辨显微成像方法 |
DE102017129837A1 (de) * | 2017-12-13 | 2019-06-13 | Leibniz-Institut für Photonische Technologien e. V. | Kombinierte Untersuchung mit Bildgebung und Lasermessung |
CN111968187B (zh) * | 2020-10-21 | 2021-01-12 | 三代光学科技(天津)有限公司 | 一种环形结构光参数标定方法 |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4621911A (en) * | 1985-03-12 | 1986-11-11 | Carnegie-Mellon University | Standing wave luminescence microscopy |
DE4040441A1 (de) * | 1990-12-18 | 1992-07-02 | Hell Stefan | Doppelkonfokales rastermikroskop |
US5394268A (en) * | 1993-02-05 | 1995-02-28 | Carnegie Mellon University | Field synthesis and optical subsectioning for standing wave microscopy |
DE4326473C2 (de) * | 1993-08-06 | 1997-05-15 | European Molecular Biology Lab Embl | Konfokales Mikroskop |
US5671085A (en) * | 1995-02-03 | 1997-09-23 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for three-dimensional microscopy with enhanced depth resolution |
EP0732584A3 (de) * | 1995-03-16 | 1999-06-30 | International Business Machines Corporation | Verfahren und Aufbau zur Identifizierung einer Codesequenz eines Biomoleküls |
WO1996031522A1 (en) * | 1995-04-03 | 1996-10-10 | New York University | Methods for measuring physical characteristics of nucleic acids by microscopic imaging |
DE19632040C2 (de) * | 1996-08-08 | 1999-11-18 | Europ Lab Molekularbiolog | Konfokales Mikroskop |
AU9251898A (en) * | 1997-07-10 | 1999-02-08 | Ruprecht-Karls-Universitat Heidelberg | Wave field microscope, method for a wave field microscope, including for dna sequencing, and calibration method for wave field microscopy |
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Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10052823A1 (de) * | 2000-10-24 | 2002-05-02 | Univ Ruprecht Karls Heidelberg | Verfahren zur lichtmikroskopischen Analyse der Topologie molekularer Strukturen in Rasteranordnungen |
DE10052823B4 (de) * | 2000-10-24 | 2014-11-20 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Verfahren zur lichtmikroskopischen Analyse der Topologie molekularer Strukturen in Rasteranordnungen |
WO2003031951A1 (en) * | 2001-10-09 | 2003-04-17 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Far yield light microscopical method, system and computer program product for analysing at least one object having a subwavelength size |
US7298461B2 (en) | 2001-10-09 | 2007-11-20 | Ruprecht-Karls-Universitat | Far field light microscopical method, system and computer program product for analysing at least one object having a subwavelength size |
EP1983330A1 (de) | 2001-10-09 | 2008-10-22 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Mikroskopisches Weitfeldlichtverfahren und System |
EP1387202A2 (de) * | 2002-08-03 | 2004-02-04 | Leica Microsystems (Schweiz) AG | Objektiv mit Beleuchtung |
EP1584918A2 (de) | 2004-04-07 | 2005-10-12 | Europhoton GmbH, Gesellschaft für optische Sensorik | Verfahren und Vorrichtung zur Fluoreszenz-Lebensdauer-Imaging-Nanoskopie |
DE212009000043U1 (de) | 2008-03-19 | 2011-01-05 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Vorrichtung zur Lokalisation einzelner Farbstoffmoleküle in der Fluoreszenzmikroskopie |
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US8212866B2 (en) | 2008-03-19 | 2012-07-03 | Ruprecht-Karls-Universitat Heidelberg Kirchhoff-Institut Fur Physik | Method and an apparatus for localization of single dye molecules in the fluorescent microscopy |
DE112009000698B4 (de) * | 2008-03-19 | 2014-09-18 | Ruprecht-Karls-Universität Heidelberg | Verfahren und Vorrichtung zur Lokalisation einzelner Farbstoffmoleküle in der Fluoreszenzmikroskopie |
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